JP3182402B2 - 磁気浮揚式の流体ポンプ及び制御システム - Google Patents
磁気浮揚式の流体ポンプ及び制御システムInfo
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般に、磁気による
浮揚及び回転を使用して血液をポンピングするポンプに
関し、詳しくは、機械的支承体あるいはシールを持た
ず、半径方向及び軸線方向に磁気的に支持されたポンプ
手段を有する、磁気的に浮揚及び回転される血液ポンプ
に関する。
浮揚及び回転を使用して血液をポンピングするポンプに
関し、詳しくは、機械的支承体あるいはシールを持た
ず、半径方向及び軸線方向に磁気的に支持されたポンプ
手段を有する、磁気的に浮揚及び回転される血液ポンプ
に関する。
【０００２】
【従来の技術】流体、特に血液をポンピングするために
回転ポンプ（即ち、軸流、遠心、混合流式の各ポンプ）
を使用することは当業者には良く知られている。一般に
回転ポンプは入口及び出口の各ポートを有する外側ハウ
ジングと、外側ハウジング内のシャフトに取り付けられ
（機械的支承体及びシールを使用して）軸線を中心とし
て回転するインペラとから成り立っている。機械的支承
体は損耗及び初期故障を生じやすく、しかも血液を受け
入れざる程に損傷させるに十分な程の熱や機械的応力が
生じ得る。シャフトシールもやはり損耗且つ発熱しやす
く、それが血液の漏れ、凝血、支承体焼き付き、バクテ
リアを成長させる場合がある。支承体及びシールを使用
してシャフトに取り付けたインペラを使用する回転ポン
プ例は、米国特許第４，１３５，２５３号、第４，４０
３，９１１号、第４，７０４，１２１号、第４，９２
７，４０７号に記載される。
回転ポンプ（即ち、軸流、遠心、混合流式の各ポンプ）
を使用することは当業者には良く知られている。一般に
回転ポンプは入口及び出口の各ポートを有する外側ハウ
ジングと、外側ハウジング内のシャフトに取り付けられ
（機械的支承体及びシールを使用して）軸線を中心とし
て回転するインペラとから成り立っている。機械的支承
体は損耗及び初期故障を生じやすく、しかも血液を受け
入れざる程に損傷させるに十分な程の熱や機械的応力が
生じ得る。シャフトシールもやはり損耗且つ発熱しやす
く、それが血液の漏れ、凝血、支承体焼き付き、バクテ
リアを成長させる場合がある。支承体及びシールを使用
してシャフトに取り付けたインペラを使用する回転ポン
プ例は、米国特許第４，１３５，２５３号、第４，４０
３，９１１号、第４，７０４，１２１号、第４，９２
７，４０７号に記載される。
【０００３】回転ポンプの機械的支承体を潤滑油フラッ
シングすることにより上述の問題を回避する数多くのポ
ンプが設計された。フラッシングポンプ例は、米国特許
第４，９４４，７２２号、第４，８４６，１５２号に記
載される。これらの形式のポンプには幾つかの問題があ
る。それらの問題には、支承体のフラッシングを実行す
るためには経皮供給ラインや外部リザーバが必要である
ことから完全移植することができないと言うことが含ま
れる。フラッシング流体のライン及び経皮ラインを原因
とする伝染や漏れが生ずる恐れもある。更には、機械的
支承体は運転中に別のポンプ構造部分と直接接触するこ
とから何れは交換する必要もある。
シングすることにより上述の問題を回避する数多くのポ
ンプが設計された。フラッシングポンプ例は、米国特許
第４，９４４，７２２号、第４，８４６，１５２号に記
載される。これらの形式のポンプには幾つかの問題があ
る。それらの問題には、支承体のフラッシングを実行す
るためには経皮供給ラインや外部リザーバが必要である
ことから完全移植することができないと言うことが含ま
れる。フラッシング流体のライン及び経皮ラインを原因
とする伝染や漏れが生ずる恐れもある。更には、機械的
支承体は運転中に別のポンプ構造部分と直接接触するこ
とから何れは交換する必要もある。
【０００４】磁気浮揚するインペラを使用する回転流ポ
ンプを使用すれば上述の問題は全て回避することができ
る。そうしたポンプ例は、米国特許第５，２３６，３４
４号、第４，６８８，９９８号、第４，７７９，６１４
号に記載される。これら米国特許に示される全てのポン
プに関連し得る問題として、ポンプを通る血液流路のた
めの、またインペラを磁気浮揚及び回転させるための間
隙が１つであると言うことがある。これら２つの機能は
正反対の間隙寸法条件を要求する。つまり、血液流路の
ための間隙は血液損傷を避けるための大きなものとすべ
きであるし、磁気浮揚及び回転のための間隙は、磁気浮
揚し回転する部品の寸法を最小化するためと、インペラ
を浮揚させ且つ回転させるためにエネルギーを有効利用
できるようにするために小さくすべきである。結局、こ
うした形式のポンプでは、間隙の寸法をどのようなもの
とするにせよ、血液損傷、装置寸法、エネルギー要件と
の間で望ましからざる妥協を迫られることになる。
ンプを使用すれば上述の問題は全て回避することができ
る。そうしたポンプ例は、米国特許第５，２３６，３４
４号、第４，６８８，９９８号、第４，７７９，６１４
号に記載される。これら米国特許に示される全てのポン
プに関連し得る問題として、ポンプを通る血液流路のた
めの、またインペラを磁気浮揚及び回転させるための間
隙が１つであると言うことがある。これら２つの機能は
正反対の間隙寸法条件を要求する。つまり、血液流路の
ための間隙は血液損傷を避けるための大きなものとすべ
きであるし、磁気浮揚及び回転のための間隙は、磁気浮
揚し回転する部品の寸法を最小化するためと、インペラ
を浮揚させ且つ回転させるためにエネルギーを有効利用
できるようにするために小さくすべきである。結局、こ
うした形式のポンプでは、間隙の寸法をどのようなもの
とするにせよ、血液損傷、装置寸法、エネルギー要件と
の間で望ましからざる妥協を迫られることになる。
【０００５】一次血液流れ及びインペラ回転のために別
々の間隙を設けたポンプ例が米国特許第５，３２４，１
７７号、第５，０４９，１３４号に記載される。しかし
ながらこれらのポンプもまた、支承体の回転間隙を利用
してロータを流体力学的に浮揚させている。流体力学的
な支承体は血液に過剰の剪断応力を与えやすく、この剪
断応力によって血液のもろい成分が損傷を受けやすい。
更に、米国特許第５，３２４，１７７号、第５，０４
９，１３４号には、回転アセンブリの中心孔内に固定磁
石部品を配置したポンプが記載される。この構成では一
般に回転アセンブリの質量及び回転の慣性は、固定磁石
部品を回転アセンブリの外側表面に沿って配置したシス
テムの場合のそれよりもずっと大きくなる。質量及び回
転の慣性の大きい回転アセンブリは、衝撃、振動そして
加速中にこの回転アセンブリを正しい整合状態に維持す
るために軸線方向及び半径方向の各支承体要素を比較的
大型化しなければならないことから望ましいものではな
い。
々の間隙を設けたポンプ例が米国特許第５，３２４，１
７７号、第５，０４９，１３４号に記載される。しかし
ながらこれらのポンプもまた、支承体の回転間隙を利用
してロータを流体力学的に浮揚させている。流体力学的
な支承体は血液に過剰の剪断応力を与えやすく、この剪
断応力によって血液のもろい成分が損傷を受けやすい。
更に、米国特許第５，３２４，１７７号、第５，０４
９，１３４号には、回転アセンブリの中心孔内に固定磁
石部品を配置したポンプが記載される。この構成では一
般に回転アセンブリの質量及び回転の慣性は、固定磁石
部品を回転アセンブリの外側表面に沿って配置したシス
テムの場合のそれよりもずっと大きくなる。質量及び回
転の慣性の大きい回転アセンブリは、衝撃、振動そして
加速中にこの回転アセンブリを正しい整合状態に維持す
るために軸線方向及び半径方向の各支承体要素を比較的
大型化しなければならないことから望ましいものではな
い。
【０００６】負の入り口圧力を発生させる血液ポンプの
流量は、心臓の心室、代表的には左心室に入る血液流量
に見合うように動力学的に調節されるべきである。ポン
プからの血液流量が少なすぎると体の組織や臓器は不正
に潅流され、左心室内の血圧は増大して肺動脈圧過剰や
鬱血が生じることもある。また逆に、ポンプからの血液
流量が多すぎると、左心室内の負圧及び一次血液流路内
の負圧が過大なものとなり得る。負の血圧は以下の理由
から望ましくない。つまり、１）キャビテーションによ
って受け入れ難いほどのレベルでの血液損傷が生じ得る
こと、２）キャビテーションによってポンプが損傷し得
ること、３）心室壁がつぶれて損傷する恐れがあるこ
と、４）心室壁がつぶれてポンプへの血液流路が閉塞さ
れ得ること、である。
流量は、心臓の心室、代表的には左心室に入る血液流量
に見合うように動力学的に調節されるべきである。ポン
プからの血液流量が少なすぎると体の組織や臓器は不正
に潅流され、左心室内の血圧は増大して肺動脈圧過剰や
鬱血が生じることもある。また逆に、ポンプからの血液
流量が多すぎると、左心室内の負圧及び一次血液流路内
の負圧が過大なものとなり得る。負の血圧は以下の理由
から望ましくない。つまり、１）キャビテーションによ
って受け入れ難いほどのレベルでの血液損傷が生じ得る
こと、２）キャビテーションによってポンプが損傷し得
ること、３）心室壁がつぶれて損傷する恐れがあるこ
と、４）心室壁がつぶれてポンプへの血液流路が閉塞さ
れ得ること、である。
【０００７】ポンプの流量を動力学的に制御して負の血
圧が過剰にならないようにする制御システムを使用する
ことで前述の問題を回避することができる。そうしたシ
ステムの一例が米国特許第５，２３６，３４４号に記載
される。この米国特許には、ポンプの流量を、一次血液
流路内に位置付けた単一の圧力センサから得られる信号
に基づいて動力学的に制御する方法が記載される。こう
した圧力検知によるシステムに関連し得る１つの問題と
して、そうしたセンサを長期間に渡り安定化させるの
が、特に、分解(resolved)するべき圧力が比較的低い
（０乃至２０mmHg）こと及びセンサ作働環境が敵対的な
ものであることによって難しいということがある。関連
し得る他の問題としては、大気圧力が変化するとポンプ
を正しく制御するために必要な圧力検出が不正確となる
ことがある。
圧が過剰にならないようにする制御システムを使用する
ことで前述の問題を回避することができる。そうしたシ
ステムの一例が米国特許第５，２３６，３４４号に記載
される。この米国特許には、ポンプの流量を、一次血液
流路内に位置付けた単一の圧力センサから得られる信号
に基づいて動力学的に制御する方法が記載される。こう
した圧力検知によるシステムに関連し得る１つの問題と
して、そうしたセンサを長期間に渡り安定化させるの
が、特に、分解(resolved)するべき圧力が比較的低い
（０乃至２０mmHg）こと及びセンサ作働環境が敵対的な
ものであることによって難しいということがある。関連
し得る他の問題としては、大気圧力が変化するとポンプ
を正しく制御するために必要な圧力検出が不正確となる
ことがある。
【０００８】血液流量を適切化し得ないことで心臓性補
助を必要とする多くの患者は心臓性の不整脈をも起こし
やすい。そうした不整脈は、心臓性補助装置を使用する
場合、特に、一方の心室に対してのみ心臓性補助が提供
される場合は血流に悪影響を及ぼし得る。不整脈制御シ
ステムを心臓性補助装置と組み合わせることでこうした
問題を回避することが可能である。そうした組み合わせ
システムの一例は米国特許第４，９２５，４４３号に記
載される。この米国特許では、心筋を直接加圧して血流
を増大させる心臓性補助装置が不整脈制御システムと組
み合わされる。心筋を直接加圧することに関連し得る幾
つかの問題には、心臓の広範な形状及び寸法に合わせる
上での困難性と、そうした装置を心臓に正しく装着する
上での困難性と、加圧及び摩損による心筋の損傷とがあ
る。
助を必要とする多くの患者は心臓性の不整脈をも起こし
やすい。そうした不整脈は、心臓性補助装置を使用する
場合、特に、一方の心室に対してのみ心臓性補助が提供
される場合は血流に悪影響を及ぼし得る。不整脈制御シ
ステムを心臓性補助装置と組み合わせることでこうした
問題を回避することが可能である。そうした組み合わせ
システムの一例は米国特許第４，９２５，４４３号に記
載される。この米国特許では、心筋を直接加圧して血流
を増大させる心臓性補助装置が不整脈制御システムと組
み合わされる。心筋を直接加圧することに関連し得る幾
つかの問題には、心臓の広範な形状及び寸法に合わせる
上での困難性と、そうした装置を心臓に正しく装着する
上での困難性と、加圧及び摩損による心筋の損傷とがあ
る。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】従って、解決しようと
する課題は、従来からの血液ポンプと関連付けすること
が可能な、前述の問題を解決する血液ポンプを提供する
ことであり、そうした血液ポンプを、圧力センサを使用
する制御システムで起こり得る前述の問題を回避するべ
く動力学的に制御するシステムを提供することである。
解決しようとする他の課題は、心臓性の不整脈処置を改
善するための不整脈制御システムと協働するそうした制
御システムを提供することである。
する課題は、従来からの血液ポンプと関連付けすること
が可能な、前述の問題を解決する血液ポンプを提供する
ことであり、そうした血液ポンプを、圧力センサを使用
する制御システムで起こり得る前述の問題を回避するべ
く動力学的に制御するシステムを提供することである。
解決しようとする他の課題は、心臓性の不整脈処置を改
善するための不整脈制御システムと協働するそうした制
御システムを提供することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明に従えば、磁気浮
揚及び回転するロータ部材を収納するステータ部材を含
む血液ポンプ装置が提供される。ロータ部材はステータ
部材内で半径方向及び軸線方向に共に磁気浮揚されるの
が好ましい。血液ポンプ装置は関連する磁気浮揚制御シ
ステムと、血液ポンプ流量制御システムと、不整脈制御
システムとをも有し得る。血液ポンプは好ましくは遠心
ポンプであり、インペラが心臓の左心室からの血液を大
動脈に送り、左心室で発生するべき圧力を低下させる。
血液ポンプ装置は、人体に完全に移植され得るよう比較
的小型のものでもあり得る。もし両心室において心臓性
補助を提供する必要があれば第２のそうした血液ポンプ
を移植し、右心室に心臓性補助を提供することもでき
る。遠心ポンプのインペラはロータアセンブリの一体部
分とすることができる。ロータアセンブリは永久磁石式
の半径方向支持体と、ローレンツ力式の軸線方向支承体
とにより支持されるのが好ましい。ローレンツ力式の軸
線方向支承体は印加された電流に応じて双方向的な軸方
向力を発生することができる。血液ポンプ装置には、軸
線方向位置センサと、軸線方向位置制御体とも含まれ得
る。軸線方向位置制御体は、ロータ部材の軸線方向位置
を監視し、監視した前記位置を制御体にフィードバック
することによりロータ部材の軸線方向位置を維持する。
軸線方向位置制御体は、重力、加速あるいは遠心ポンプ
のインペラによる軸線方向での定常的な負荷を、永久磁
石式の半径方向支承体により発生する固有の軸線方向力
で相殺させることでロータ部材の軸線方向位置を調節す
ることもできる。軸線方向の定常的な負荷を軸線方向位
置制御体により上述のように相殺させることで、ローレ
ンツ力式の軸線方向支承体の必要電力が最小化される。
ロータアセンブリは電動モータによっても回転され得
る。
揚及び回転するロータ部材を収納するステータ部材を含
む血液ポンプ装置が提供される。ロータ部材はステータ
部材内で半径方向及び軸線方向に共に磁気浮揚されるの
が好ましい。血液ポンプ装置は関連する磁気浮揚制御シ
ステムと、血液ポンプ流量制御システムと、不整脈制御
システムとをも有し得る。血液ポンプは好ましくは遠心
ポンプであり、インペラが心臓の左心室からの血液を大
動脈に送り、左心室で発生するべき圧力を低下させる。
血液ポンプ装置は、人体に完全に移植され得るよう比較
的小型のものでもあり得る。もし両心室において心臓性
補助を提供する必要があれば第２のそうした血液ポンプ
を移植し、右心室に心臓性補助を提供することもでき
る。遠心ポンプのインペラはロータアセンブリの一体部
分とすることができる。ロータアセンブリは永久磁石式
の半径方向支持体と、ローレンツ力式の軸線方向支承体
とにより支持されるのが好ましい。ローレンツ力式の軸
線方向支承体は印加された電流に応じて双方向的な軸方
向力を発生することができる。血液ポンプ装置には、軸
線方向位置センサと、軸線方向位置制御体とも含まれ得
る。軸線方向位置制御体は、ロータ部材の軸線方向位置
を監視し、監視した前記位置を制御体にフィードバック
することによりロータ部材の軸線方向位置を維持する。
軸線方向位置制御体は、重力、加速あるいは遠心ポンプ
のインペラによる軸線方向での定常的な負荷を、永久磁
石式の半径方向支承体により発生する固有の軸線方向力
で相殺させることでロータ部材の軸線方向位置を調節す
ることもできる。軸線方向の定常的な負荷を軸線方向位
置制御体により上述のように相殺させることで、ローレ
ンツ力式の軸線方向支承体の必要電力が最小化される。
ロータアセンブリは電動モータによっても回転され得
る。
【００１１】一次血液流れの入口通路がロータ部材に設
けた比較的大きな中心孔を通るのが好ましい。二次血液
流れ入口通路は、半径方向支持体を設けたことでポンプ
のロータ及びステータとの間に生じる環状空間を通るこ
とができる。装置を最小化するために、磁気的な浮揚力
及び回転力の全てを比較的小さい環状空間を横断して付
加することができる。血液ポンプ装置の全ての血液接触
表面は、凝血やタンパク質沈殿を回避するために連続的
に洗浄される。
けた比較的大きな中心孔を通るのが好ましい。二次血液
流れ入口通路は、半径方向支持体を設けたことでポンプ
のロータ及びステータとの間に生じる環状空間を通るこ
とができる。装置を最小化するために、磁気的な浮揚力
及び回転力の全てを比較的小さい環状空間を横断して付
加することができる。血液ポンプ装置の全ての血液接触
表面は、凝血やタンパク質沈殿を回避するために連続的
に洗浄される。
【００１２】遠心ポンプの速度は左心室に過剰な負圧が
発生しないように動力学的に制御され得る。血液ポンプ
流量制御システムは電子式心臓キャリパー（測径器）を
含み得る。心臓キャリパーは心臓の外側表面に作働自在
に装着され、血液ポンプ流量制御システムへのフィード
バックを提供する。心臓キャリパーは左心室の外形を監
視するために使用され得る。心臓ポンプ流量制御システ
ムは２つのモード、即ち、連続モード及び脈動モードで
運転されるのが好ましい。脈動モードでの運転に際して
はポンプ速度は、検出した左心室の寸法形状を予め決定
された２つの設定点間で交互させるように調節され得
る。
発生しないように動力学的に制御され得る。血液ポンプ
流量制御システムは電子式心臓キャリパー（測径器）を
含み得る。心臓キャリパーは心臓の外側表面に作働自在
に装着され、血液ポンプ流量制御システムへのフィード
バックを提供する。心臓キャリパーは左心室の外形を監
視するために使用され得る。心臓ポンプ流量制御システ
ムは２つのモード、即ち、連続モード及び脈動モードで
運転されるのが好ましい。脈動モードでの運転に際して
はポンプ速度は、検出した左心室の寸法形状を予め決定
された２つの設定点間で交互させるように調節され得
る。
【００１３】血液ポンプは不整脈制御システムの機能を
向上させるためにも使用することができる。心臓内部或
は表面上に配置され関連する不整脈制御システムと結合
したした電極を設けることにより、徐脈、頻脈、細動を
含む心臓性の不整脈を検出し且つ取り扱うことができ
る。細動を取り扱うために不整脈制御システムが必要と
するエネルギーを減少させるために、細動除去パルスを
送る以前に血液ポンプ流量制御システムを使用して心室
の半径方向寸法を故意に減少させることができる。心室
内の血液量を最小化するために（心室の半径方向寸法が
減少する直接的結果としての）、不整脈制御システムか
ら送られる細動除去パルスのかなりのエネルギー部分が
そうしたエネルギーを必要とする心筋に送られ、もっと
少ない前記エネルギー部分がそうしたエネルギーを必要
としない血液に送られる。
向上させるためにも使用することができる。心臓内部或
は表面上に配置され関連する不整脈制御システムと結合
したした電極を設けることにより、徐脈、頻脈、細動を
含む心臓性の不整脈を検出し且つ取り扱うことができ
る。細動を取り扱うために不整脈制御システムが必要と
するエネルギーを減少させるために、細動除去パルスを
送る以前に血液ポンプ流量制御システムを使用して心室
の半径方向寸法を故意に減少させることができる。心室
内の血液量を最小化するために（心室の半径方向寸法が
減少する直接的結果としての）、不整脈制御システムか
ら送られる細動除去パルスのかなりのエネルギー部分が
そうしたエネルギーを必要とする心筋に送られ、もっと
少ない前記エネルギー部分がそうしたエネルギーを必要
としない血液に送られる。
【００１４】
【発明の実施の形態】全図を通して同じ参照番号は類似
の部品を示す図面を参照して説明するに、図１には現在
好ましい、ステータアセンブリ１を有する血液ポンプ装
置が示されている。ステータアセンブリ１は、外側ステ
ータシェル３と、内側ボリュートハウジング４と、外側
ボリュートハウジング５と、薄壁からなるステータライ
ナ６と、を有し得る。外側ステータシェル３、内側ボリ
ュートハウジング４、そしてステータライナ６はチタン
から作製することができる。ステータライナ６の厚さは
約０．００５〜０．０１５インチ（約0.127〜0.381m
m）、好ましくは約０．０１インチ（約0.254mm）であ
る。外側ステータシェル３と、内側ボリュートハウジン
グ４と、ステータライナ６とを相互に溶接して密封シー
ルした環状のステータチャンバ５４を形成するのが好ま
しい。固定式の磁気浮揚及びモータ部品をステータチャ
ンバ５４に有益に格納することができる。
の部品を示す図面を参照して説明するに、図１には現在
好ましい、ステータアセンブリ１を有する血液ポンプ装
置が示されている。ステータアセンブリ１は、外側ステ
ータシェル３と、内側ボリュートハウジング４と、外側
ボリュートハウジング５と、薄壁からなるステータライ
ナ６と、を有し得る。外側ステータシェル３、内側ボリ
ュートハウジング４、そしてステータライナ６はチタン
から作製することができる。ステータライナ６の厚さは
約０．００５〜０．０１５インチ（約0.127〜0.381m
m）、好ましくは約０．０１インチ（約0.254mm）であ
る。外側ステータシェル３と、内側ボリュートハウジン
グ４と、ステータライナ６とを相互に溶接して密封シー
ルした環状のステータチャンバ５４を形成するのが好ま
しい。固定式の磁気浮揚及びモータ部品をステータチャ
ンバ５４に有益に格納することができる。
【００１５】ロータアセンブリ２は、ポンプを貫く一次
血液流路２０となり得る比較的大きい中心孔２０’を有
し得る。中心孔２０’は約０．５０インチ（約12.7mm）
の直径を有するのが好ましい。ロータアセンブリ２は、
内側ロータ支持スリーブ７と、ロータエンドキャップ８
と、薄壁からなるロータライナ９とを含み得、これら内
側ロータ支持スリーブ７と、ロータエンドキャップ８
と、薄壁からなるロータライナ９とは何れもチタンから
作製することができる。ロータライナ９は、約０．００
５〜０．０１５インチ（約0.127〜0.381mm）、好ましく
は約０．０１インチ（約0.254mm）である。内側ロータ
支持スリーブ７と、ロータエンドキャップ８と、ロータ
ライナとを相互に溶接することにより、密封シールされ
た環状のロータチャンバ５５とすることができる。磁気
浮揚され回転するモータ部品をこのロータチャンバ５５
内に有益に格納することができる。内側ロータ支持スリ
ーブ７をインペラ１０と共に一体的に作製し得、あるい
は別態様ではインペラ１０を別個に作製した後、インペ
ラ１０を内側ロータ支持スリーブ７に溶接あるいは結合
しても良い。
血液流路２０となり得る比較的大きい中心孔２０’を有
し得る。中心孔２０’は約０．５０インチ（約12.7mm）
の直径を有するのが好ましい。ロータアセンブリ２は、
内側ロータ支持スリーブ７と、ロータエンドキャップ８
と、薄壁からなるロータライナ９とを含み得、これら内
側ロータ支持スリーブ７と、ロータエンドキャップ８
と、薄壁からなるロータライナ９とは何れもチタンから
作製することができる。ロータライナ９は、約０．００
５〜０．０１５インチ（約0.127〜0.381mm）、好ましく
は約０．０１インチ（約0.254mm）である。内側ロータ
支持スリーブ７と、ロータエンドキャップ８と、ロータ
ライナとを相互に溶接することにより、密封シールされ
た環状のロータチャンバ５５とすることができる。磁気
浮揚され回転するモータ部品をこのロータチャンバ５５
内に有益に格納することができる。内側ロータ支持スリ
ーブ７をインペラ１０と共に一体的に作製し得、あるい
は別態様ではインペラ１０を別個に作製した後、インペ
ラ１０を内側ロータ支持スリーブ７に溶接あるいは結合
しても良い。
【００１６】血液ポンプ装置の血液接触面はダイヤモン
ド状のカーボンフィルム、あるいはセラミックフィルム
でコーティングすることができる。そうしたフィルムは
表面仕上げ及び摩擦抵抗を向上させることで生物的相容
性を長期間に渡り助長する。そうしたフィルムを提供す
ることのできる会社には、マサチューセッツ州、ウェー
クフィールドのDiamonex Performance Products, Allen
town, PA及びImplantSciences Corporationがある。一
次流入血液流路２０が内側ロータ支持スリーブ７の中心
孔２０’を通り得、二次流入血液流路２１がステータラ
イナ６と、ロータライナ９との間の半径方向磁気浮揚間
隙であるところの環状の間隙２１’を通り得る。環状の
間隙２１’は好ましくは０．０２０インチ（約0.508m
m）であり得る。インペラ１０のブレードは二次流入血
液流路２１を通して血液を故意に取り出すための外側部
分５２と、一次流入血液流路２０を通して血液を故意に
取り出すための内側部分５３とを含み得る。
ド状のカーボンフィルム、あるいはセラミックフィルム
でコーティングすることができる。そうしたフィルムは
表面仕上げ及び摩擦抵抗を向上させることで生物的相容
性を長期間に渡り助長する。そうしたフィルムを提供す
ることのできる会社には、マサチューセッツ州、ウェー
クフィールドのDiamonex Performance Products, Allen
town, PA及びImplantSciences Corporationがある。一
次流入血液流路２０が内側ロータ支持スリーブ７の中心
孔２０’を通り得、二次流入血液流路２１がステータラ
イナ６と、ロータライナ９との間の半径方向磁気浮揚間
隙であるところの環状の間隙２１’を通り得る。環状の
間隙２１’は好ましくは０．０２０インチ（約0.508m
m）であり得る。インペラ１０のブレードは二次流入血
液流路２１を通して血液を故意に取り出すための外側部
分５２と、一次流入血液流路２０を通して血液を故意に
取り出すための内側部分５３とを含み得る。
【００１７】図１に示すように分極された場合、ステー
タチャンバ５４に取り付けた永久磁石１１と、ロータチ
ャンバ５５に取り付けた永久磁石１２との間に半径方向
での磁気的反発力が発生する。ロータアセンブリ２がス
テータアセンブリ１に関して半径方向下方に移動するに
従い、下側の永久磁石１１及び１２間の反発力が増大
し、一方、上側の永久磁石１１及び１２間の反発力は減
少する。同様に、ロータアセンブリ２がステータアセン
ブリ１に関して半径方向上方に移動するに従い、上側の
永久磁石１１及び１２間の反発力は増大し、一方、下側
の永久磁石１１及び１２間の反発力は減少し、かくして
ロータアセンブリ２を半径方向の整列位置に戻そうとす
る下向きの正味の力が創出される。前述の半径方向の反
発力がロータアセンブリ２をステータアセンブリ１に関
して半径方向に浮揚した状態に維持する。永久磁石１１
及び１２は、エネルギー積の比較的高い、例えばネオジ
ミウム−鉄−ボロンのような磁気的に硬い材料から作製
するのが好ましい。
タチャンバ５４に取り付けた永久磁石１１と、ロータチ
ャンバ５５に取り付けた永久磁石１２との間に半径方向
での磁気的反発力が発生する。ロータアセンブリ２がス
テータアセンブリ１に関して半径方向下方に移動するに
従い、下側の永久磁石１１及び１２間の反発力が増大
し、一方、上側の永久磁石１１及び１２間の反発力は減
少する。同様に、ロータアセンブリ２がステータアセン
ブリ１に関して半径方向上方に移動するに従い、上側の
永久磁石１１及び１２間の反発力は増大し、一方、下側
の永久磁石１１及び１２間の反発力は減少し、かくして
ロータアセンブリ２を半径方向の整列位置に戻そうとす
る下向きの正味の力が創出される。前述の半径方向の反
発力がロータアセンブリ２をステータアセンブリ１に関
して半径方向に浮揚した状態に維持する。永久磁石１１
及び１２は、エネルギー積の比較的高い、例えばネオジ
ミウム−鉄−ボロンのような磁気的に硬い材料から作製
するのが好ましい。
【００１８】永久磁石１３、１４、コイル１６、１７、
そして回転アクチュエータ地鉄１５、固定アクチュエー
タ地鉄１８から成るアセンブリから構成され、前記永久
磁石１３、１４及び回転アクチュエータ地鉄１５がロー
タ軸線方向支承体部分を、コイル１６、１７及び固定ア
クチュエータ地鉄１８がステータ軸線方向支承体部分を
構成するローレンツ力アクチュエータを、ロータアセン
ブリ２を軸線方向に支持するための軸線方向支承体とし
て用いることができる。永久磁石１３及び１４により、
磁気フラックス１９は永久磁石１３の外側表面から半径
方向に流動し、二次血液流路２１を半径方向に横断し、
コイル１６を半径方向に通過し、固定アクチュエータ地
鉄１８を軸線方向に通過し、コイル１７を半径方向に通
過し、二次血液流路２１を半径方向に横断し、永久磁石
１４を半径方向に通過し、回転アクチュエータ地鉄１５
を軸線方向に通過し、次いで永久磁石１３を半径方向に
通過する。永久磁石１３及び１４は、エネルギー積の比
較的高い、例えばネオジミウム−鉄−ボロンのような磁
気的に硬い材料から作製し、回転アクチュエータ地鉄１
５に結合するのが好ましい。回転アクチュエータ地鉄１
５は結局、内側ロータ支持スリーブ７に結合されるのが
好ましい。固定アクチュエータ地鉄１８と、回転アクチ
ュエータ地鉄１５とは飽和フラックス密度の高い軟質の
磁性材料から作製するのが好ましい。そうした材料の１
つは、４８％の鉄と、４８％のコバルトと、２％のヴァ
ナジウムとを含み、HIPERCO 50Aの商標名でCarpenter T
echnology Corporation, Reading P.A.から入手するこ
とができる。コイル１６及び１７は銅線あるいは銀線か
ら作製し得、好ましくは固定アクチュエータ地鉄１８に
結合され得る。固定アクチュエータ地鉄１８は結局、外
側ステータシェル３に結合され得る。
そして回転アクチュエータ地鉄１５、固定アクチュエー
タ地鉄１８から成るアセンブリから構成され、前記永久
磁石１３、１４及び回転アクチュエータ地鉄１５がロー
タ軸線方向支承体部分を、コイル１６、１７及び固定ア
クチュエータ地鉄１８がステータ軸線方向支承体部分を
構成するローレンツ力アクチュエータを、ロータアセン
ブリ２を軸線方向に支持するための軸線方向支承体とし
て用いることができる。永久磁石１３及び１４により、
磁気フラックス１９は永久磁石１３の外側表面から半径
方向に流動し、二次血液流路２１を半径方向に横断し、
コイル１６を半径方向に通過し、固定アクチュエータ地
鉄１８を軸線方向に通過し、コイル１７を半径方向に通
過し、二次血液流路２１を半径方向に横断し、永久磁石
１４を半径方向に通過し、回転アクチュエータ地鉄１５
を軸線方向に通過し、次いで永久磁石１３を半径方向に
通過する。永久磁石１３及び１４は、エネルギー積の比
較的高い、例えばネオジミウム−鉄−ボロンのような磁
気的に硬い材料から作製し、回転アクチュエータ地鉄１
５に結合するのが好ましい。回転アクチュエータ地鉄１
５は結局、内側ロータ支持スリーブ７に結合されるのが
好ましい。固定アクチュエータ地鉄１８と、回転アクチ
ュエータ地鉄１５とは飽和フラックス密度の高い軟質の
磁性材料から作製するのが好ましい。そうした材料の１
つは、４８％の鉄と、４８％のコバルトと、２％のヴァ
ナジウムとを含み、HIPERCO 50Aの商標名でCarpenter T
echnology Corporation, Reading P.A.から入手するこ
とができる。コイル１６及び１７は銅線あるいは銀線か
ら作製し得、好ましくは固定アクチュエータ地鉄１８に
結合され得る。固定アクチュエータ地鉄１８は結局、外
側ステータシェル３に結合され得る。
【００１９】コイル１６及び１７が賦活され、電流が一
次血液流路２０の入口２２側から見てコイル１６を時計
方向に流れ、コイル１７を反時計方向に流れると正味の
軸線方向のローレンツ力が発生し、このローレンツ力が
ロータアセンブリ２を図で右側方向に移動させる。もし
コイル１６及び１７に一次血液流路２０の入口２２側か
ら見て夫々逆方向に電流を流すと、発生する正味の軸線
方向のローレンツ力はロータアセンブリ２を図で左側方
向に移動させる。説明したようなローレンツ力式のアク
チュエータはけん引性の強磁性体アクチュエータとして
好ましいものであり得る。なぜなら、単一のローレンツ
力アクチュエータで双方向に力を提供させ得、力の出力
が入力電流の一次関数であり、帯域幅がずっと広く、ア
クチュエータの移動部分及び固定部分間でのけん引性の
半径方向力が比較的小さく、発生する力がアクチュエー
タの移動及び固定の各部分間に形成される軸線方向間隙
と平行であるからである。
次血液流路２０の入口２２側から見てコイル１６を時計
方向に流れ、コイル１７を反時計方向に流れると正味の
軸線方向のローレンツ力が発生し、このローレンツ力が
ロータアセンブリ２を図で右側方向に移動させる。もし
コイル１６及び１７に一次血液流路２０の入口２２側か
ら見て夫々逆方向に電流を流すと、発生する正味の軸線
方向のローレンツ力はロータアセンブリ２を図で左側方
向に移動させる。説明したようなローレンツ力式のアク
チュエータはけん引性の強磁性体アクチュエータとして
好ましいものであり得る。なぜなら、単一のローレンツ
力アクチュエータで双方向に力を提供させ得、力の出力
が入力電流の一次関数であり、帯域幅がずっと広く、ア
クチュエータの移動部分及び固定部分間でのけん引性の
半径方向力が比較的小さく、発生する力がアクチュエー
タの移動及び固定の各部分間に形成される軸線方向間隙
と平行であるからである。
【００２０】永久磁石リング３１と、電機子巻線３２
と、地鉄３３とが協働してスロットレスのコアレスＤＣ
モータを形成する。そうしたスロットレスのコアレスＤ
Ｃモータは当業者には良く知られており、米国特許第
４，１３０，７６９号にも記載される。２極型の永久磁
石リング３１が磁気フラックスをその北側極３４から半
径方向に流動させ、流動する磁気フラックスは二次血液
流路２１を横断し、電機子巻線３２を半径方向に通り、
ステータの地鉄３３を円周方向に通り、電機子巻線３２
を半径方向に通り、二次血液流路２１を半径方向に横断
して永久磁石リング３１の南側極３５に到達する。電機
子巻線３２内を流れる軸線方向電流と半径方向の磁気フ
ラックスとが相互作用することにより、ロータアセンブ
リ２とステータアセンブリ１との間にトルクが発生す
る。
と、地鉄３３とが協働してスロットレスのコアレスＤＣ
モータを形成する。そうしたスロットレスのコアレスＤ
Ｃモータは当業者には良く知られており、米国特許第
４，１３０，７６９号にも記載される。２極型の永久磁
石リング３１が磁気フラックスをその北側極３４から半
径方向に流動させ、流動する磁気フラックスは二次血液
流路２１を横断し、電機子巻線３２を半径方向に通り、
ステータの地鉄３３を円周方向に通り、電機子巻線３２
を半径方向に通り、二次血液流路２１を半径方向に横断
して永久磁石リング３１の南側極３５に到達する。電機
子巻線３２内を流れる軸線方向電流と半径方向の磁気フ
ラックスとが相互作用することにより、ロータアセンブ
リ２とステータアセンブリ１との間にトルクが発生す
る。
【００２１】永久磁石リング３１は磁気的に硬く、最大
エネルギー積が比較的高いネオジミウム−鉄−ボロンの
ような材料から作製するのが好ましい。あるいは永久磁
石リング３１を、２極以上の極を有する永久磁石リング
アセンブリと交換してモータの寸法形状を低減し及び或
は効率を増大させることもできる。ステータ地鉄３３の
アセンブリは、抵抗率が高く且つ飽和フラックス密度の
高い、軟質の磁性材料から作製するのが好ましい。そう
した材料の１つは、４８％の鉄と、４８％のコバルト
と、２％のヴァナジウムとを含み、HIPERCO 50Aの商標
名でCarpenter Technology Corporation, Reading P.A.
から入手することができる。
エネルギー積が比較的高いネオジミウム−鉄−ボロンの
ような材料から作製するのが好ましい。あるいは永久磁
石リング３１を、２極以上の極を有する永久磁石リング
アセンブリと交換してモータの寸法形状を低減し及び或
は効率を増大させることもできる。ステータ地鉄３３の
アセンブリは、抵抗率が高く且つ飽和フラックス密度の
高い、軟質の磁性材料から作製するのが好ましい。そう
した材料の１つは、４８％の鉄と、４８％のコバルト
と、２％のヴァナジウムとを含み、HIPERCO 50Aの商標
名でCarpenter Technology Corporation, Reading P.A.
から入手することができる。
【００２２】突出極型のブラシレスＤＣモータを、説明
したモータに代えて使用し得るが、スロットレスのブラ
シレスＤＣモータはコッギングトルクが無く、従ってそ
うした突出極型のブラシレスＤＣモータと比較して運転
がよりスムーズ且つ静かであること、また突出極型のブ
ラシレスＤＣモータではロータ及びステータ地鉄の各永
久磁石間の半径方向間隙がもっと大きいことからけん引
性の半径方向力はより小さくなることから、スロットレ
スのコアレスＤＣモータを使用するほうが好ましい。モ
ータの発生するけん引性の半径方向力は、永久磁石であ
る半径方向支持体磁石の発生する脈動性の半径方向浮揚
力と拮抗し、半径方向浮力のスチフネスを減じ得ること
から望ましくない。そうした、スロットレスのコアレス
ＤＣモータはコネチカット州、NorwalkのElectric Indi
cator 社、ニューヨーク州、HauppaugeのPortescap U.
S.社、マサチューセッツ州、Fall RiverのMaxon Precis
ionMotors社、並びに、フロリダ州、clearwaterのMicro
Mo Electronics社のような会社から入手することができ
る。
したモータに代えて使用し得るが、スロットレスのブラ
シレスＤＣモータはコッギングトルクが無く、従ってそ
うした突出極型のブラシレスＤＣモータと比較して運転
がよりスムーズ且つ静かであること、また突出極型のブ
ラシレスＤＣモータではロータ及びステータ地鉄の各永
久磁石間の半径方向間隙がもっと大きいことからけん引
性の半径方向力はより小さくなることから、スロットレ
スのコアレスＤＣモータを使用するほうが好ましい。モ
ータの発生するけん引性の半径方向力は、永久磁石であ
る半径方向支持体磁石の発生する脈動性の半径方向浮揚
力と拮抗し、半径方向浮力のスチフネスを減じ得ること
から望ましくない。そうした、スロットレスのコアレス
ＤＣモータはコネチカット州、NorwalkのElectric Indi
cator 社、ニューヨーク州、HauppaugeのPortescap U.
S.社、マサチューセッツ州、Fall RiverのMaxon Precis
ionMotors社、並びに、フロリダ州、clearwaterのMicro
Mo Electronics社のような会社から入手することができ
る。
【００２３】コイル２３及び２４のアセンブリと、強磁
性のリング２５及び２６とが協働して軸線方向位置セン
サを形成し、この軸線方向位置センサが、ロータアセン
ブリ２の、ステータアセンブリ１に関する軸線方向位置
を監視する。２つのコイル２３及び２４は銅線から作製
することができる。一方の強磁性のリング２５が図で左
側に移動するに従い、一方のコイル２３のインダクタン
スを増大せしめ、他方のコイル２４のインダクタンスを
減少せしめる。同様に、強磁性のリング２５が、図で右
側に移動するに従い、前記一方のコイル２３のインダク
タンスは減少し、他方のコイル２４のインダクタンスは
増大する。他方の強磁性のリング２６はコイル２３及び
２４を磁気シールドし且つそれらコイルのＱを増大させ
得る。強磁性のリング２５及び２６は、コイル２３及び
２４の励起周波数での透磁率の高いフェライト材料から
作製するのが好ましい。そうしたフェライト材料の１つ
はMagnetics, Division of Spang & Co.,Butler PAから
商標名MATERIAL-Wとして入手することができる。一対の
スぺーサ２７及び２８を使用して強磁性のリング２５及
び２６を半径方向に位置付けすることができる。
性のリング２５及び２６とが協働して軸線方向位置セン
サを形成し、この軸線方向位置センサが、ロータアセン
ブリ２の、ステータアセンブリ１に関する軸線方向位置
を監視する。２つのコイル２３及び２４は銅線から作製
することができる。一方の強磁性のリング２５が図で左
側に移動するに従い、一方のコイル２３のインダクタン
スを増大せしめ、他方のコイル２４のインダクタンスを
減少せしめる。同様に、強磁性のリング２５が、図で右
側に移動するに従い、前記一方のコイル２３のインダク
タンスは減少し、他方のコイル２４のインダクタンスは
増大する。他方の強磁性のリング２６はコイル２３及び
２４を磁気シールドし且つそれらコイルのＱを増大させ
得る。強磁性のリング２５及び２６は、コイル２３及び
２４の励起周波数での透磁率の高いフェライト材料から
作製するのが好ましい。そうしたフェライト材料の１つ
はMagnetics, Division of Spang & Co.,Butler PAから
商標名MATERIAL-Wとして入手することができる。一対の
スぺーサ２７及び２８を使用して強磁性のリング２５及
び２６を半径方向に位置付けすることができる。
【００２４】単一のボリュート通路を有する環状のポン
プチャンバを有するシングルボリュート型遠心ポンプが
図２に示される。この環状のポンプチャンバは、外側ボ
リュートハウジング５と内側ボリュートハウジング４と
を有し、インペラ１０がこのポンプチャンバ内で外側ボ
リュートハウジング５の突出部を中心として且つ内側ボ
リュートハウジング４の内部で回転する。一連のインペ
ラブレード３６が一次血液流路２０からの血液をボリュ
ート通路３７の周囲を円周方向に推進させ、出口流れポ
ート３８から排出させる。
プチャンバを有するシングルボリュート型遠心ポンプが
図２に示される。この環状のポンプチャンバは、外側ボ
リュートハウジング５と内側ボリュートハウジング４と
を有し、インペラ１０がこのポンプチャンバ内で外側ボ
リュートハウジング５の突出部を中心として且つ内側ボ
リュートハウジング４の内部で回転する。一連のインペ
ラブレード３６が一次血液流路２０からの血液をボリュ
ート通路３７の周囲を円周方向に推進させ、出口流れポ
ート３８から排出させる。
【００２５】図２のシングルボリュート型遠心ポンプは
インペラ上に半径方向力を発生させる。この半径方向力
は図１に示す永久磁石の半径方向支持体１１及び１２に
よって相殺されるべきものである。この半径方向力を最
小化するために、別態様の、図３に示すようなダブルボ
リュート型構成を使用することができる。シングルボリ
ュート型遠心ポンプのボリュート通路３７（図２参照）
内に隔壁５６を介設して半径方向に相対する一対のボリ
ュート通路３９及び４０を形成することにより、環状の
ポンプチャンバ内にダブルボリュート通路を形成するこ
とができる。このダブルボリュート通路及び出口４２の
全体的な寸法形状は、隔壁５６を収受し且つ環状のポン
プチャンバに適量の血液を流動させ得るように、シング
ルボリュート型遠心ポンプのボリュート通路３７及び出
口流れポート３８のそれよりもずっと大きい。半径方向
に相対する一対の遠心ボリュート通路３９及び４０は相
互に均衡する拮抗するインペラ力を発生し、かくして、
永久磁石の半径方向支持体１１及び１２によって相殺す
るべき半径方向力が最小化される。ダブルボリュート構
成ではシングルボリュート構成のものと同様に、インペ
ラ１０は外側ボリュートハウジング５の突出部分を中心
とし且つ内側ボリュートハウジング４の内部で回転す
る。しかしながら各インペラブレード３６は２つの遠心
ボリュート通路３９及び４０を通して一次血液流路２０
からの血液を推進させる。各遠心ボリュート通路３９及
び４０を別個に送られた血液は合流点４１で合流された
後、出口４２に送られる。当業者においてはその他のイ
ンペラ−ボリュート配列構成を使用可能であり、本発明
が例示され且つ説明された特定の構成には限定されない
ことを理解されよう。
インペラ上に半径方向力を発生させる。この半径方向力
は図１に示す永久磁石の半径方向支持体１１及び１２に
よって相殺されるべきものである。この半径方向力を最
小化するために、別態様の、図３に示すようなダブルボ
リュート型構成を使用することができる。シングルボリ
ュート型遠心ポンプのボリュート通路３７（図２参照）
内に隔壁５６を介設して半径方向に相対する一対のボリ
ュート通路３９及び４０を形成することにより、環状の
ポンプチャンバ内にダブルボリュート通路を形成するこ
とができる。このダブルボリュート通路及び出口４２の
全体的な寸法形状は、隔壁５６を収受し且つ環状のポン
プチャンバに適量の血液を流動させ得るように、シング
ルボリュート型遠心ポンプのボリュート通路３７及び出
口流れポート３８のそれよりもずっと大きい。半径方向
に相対する一対の遠心ボリュート通路３９及び４０は相
互に均衡する拮抗するインペラ力を発生し、かくして、
永久磁石の半径方向支持体１１及び１２によって相殺す
るべき半径方向力が最小化される。ダブルボリュート構
成ではシングルボリュート構成のものと同様に、インペ
ラ１０は外側ボリュートハウジング５の突出部分を中心
とし且つ内側ボリュートハウジング４の内部で回転す
る。しかしながら各インペラブレード３６は２つの遠心
ボリュート通路３９及び４０を通して一次血液流路２０
からの血液を推進させる。各遠心ボリュート通路３９及
び４０を別個に送られた血液は合流点４１で合流された
後、出口４２に送られる。当業者においてはその他のイ
ンペラ−ボリュート配列構成を使用可能であり、本発明
が例示され且つ説明された特定の構成には限定されない
ことを理解されよう。
【００２６】図４を参照するに、血液ポンプ５１を循環
システムと結合する一方法が概略例示される。心臓の左
心室と大動脈との間にポンプ５１を接続するための幾つ
かのカニューレ４４、４６、４９が提供され得る。左心
室の頂部の番号４３で示す位置に孔が穿孔され、１つの
カニューレ４４が血液を左心室キャビティから一次血液
流路４５に送り込む。別のカニューレ４６が血液をポン
プ出口４７からインラインの人工心臓弁アセンブリ４８
に送る。あるいはソレノイド作動弁を人工心臓弁アセン
ブリ４８に代替させることができる。人工心臓弁アセン
ブリ４８は、血液ポンプあるいは関連する制御システム
が故障した場合に血液が大動脈からポンプを通して逆行
して左心室に入り込まないようにするために好ましく設
け得る。人工心臓弁アセンブリ４８の出口からの血流を
別のカニューレ４９が上行大動脈５０に送り込む。両心
室に対する心臓性補助を提供するためには第２のポンプ
を右心室と肺動脈との間に同様に接続することができ
る。
システムと結合する一方法が概略例示される。心臓の左
心室と大動脈との間にポンプ５１を接続するための幾つ
かのカニューレ４４、４６、４９が提供され得る。左心
室の頂部の番号４３で示す位置に孔が穿孔され、１つの
カニューレ４４が血液を左心室キャビティから一次血液
流路４５に送り込む。別のカニューレ４６が血液をポン
プ出口４７からインラインの人工心臓弁アセンブリ４８
に送る。あるいはソレノイド作動弁を人工心臓弁アセン
ブリ４８に代替させることができる。人工心臓弁アセン
ブリ４８は、血液ポンプあるいは関連する制御システム
が故障した場合に血液が大動脈からポンプを通して逆行
して左心室に入り込まないようにするために好ましく設
け得る。人工心臓弁アセンブリ４８の出口からの血流を
別のカニューレ４９が上行大動脈５０に送り込む。両心
室に対する心臓性補助を提供するためには第２のポンプ
を右心室と肺動脈との間に同様に接続することができ
る。
【００２７】軸線方向位置検出用のサブシステム１４１
は図５に示す回路を有し得る。サブシステム１４１はコ
イル２３及び２４のインダクタンス比を利用してロータ
アセンブリ２の軸線方向位置を測定することが可能であ
り、振幅安定化されたサインウェーブオシレータ１００
を含み得る。サインウェーブオシレータ１００は半ブリ
ッジ回路１０１として配列されたコイル２３及び２４と
同期検波器１０２とを励起するために使用される。同期
検波器１０２は半ブリッジ回路１０１からの比較的振幅
の小さい信号出力を検出するために使用される。なぜな
ら、同期検波技術は励起周波数付近に集中する周波数を
除く全ての周波数での電気的ノイズを効果的にろ別する
ものだからである。オシレータ１０３が方形波出力１０
４を発生し、この方形波出力がアナログスィッチ１０５
を制御するために使用される。
は図５に示す回路を有し得る。サブシステム１４１はコ
イル２３及び２４のインダクタンス比を利用してロータ
アセンブリ２の軸線方向位置を測定することが可能であ
り、振幅安定化されたサインウェーブオシレータ１００
を含み得る。サインウェーブオシレータ１００は半ブリ
ッジ回路１０１として配列されたコイル２３及び２４と
同期検波器１０２とを励起するために使用される。同期
検波器１０２は半ブリッジ回路１０１からの比較的振幅
の小さい信号出力を検出するために使用される。なぜな
ら、同期検波技術は励起周波数付近に集中する周波数を
除く全ての周波数での電気的ノイズを効果的にろ別する
ものだからである。オシレータ１０３が方形波出力１０
４を発生し、この方形波出力がアナログスィッチ１０５
を制御するために使用される。
【００２８】アナログスィッチ１０５からの出力１０６
は方形波であり、この出力１０６がオペレーショナルア
ンプ１０８の出力電圧１０７と接地側とを交番する。キ
ャパシタ１０９とレジスタ１１０とが、ＡＣ信号１０６
からＤＣオフセットをろ別するハイパスフィルタを構成
する。ローパスフィルタ１１１が、入力信号１１２の高
い方の高調波を減衰してサイン波出力信号１１３を発生
させる。ローパスフィルタ１１１は、方形波の入力信号
１１２の第３高調波を４０dBあるいはそれ以上に減衰さ
せるための十分なオーダー及び形式のものである。ロー
パスフィルタ１１１のために考え得る１つの構成は第５
オーダーのバターワース形式のものである。キャパシタ
１１４はローパスフィルタ１１１のサイン波出力信号１
１３からＤＣオフセットを除去する。ＡＣサイン波信号
１１５が半ブリッジ回路１０１を励起させるために使用
される。一対のレジスタ１１６及び１１７とオペレーシ
ョナルアンプ１１８とがゲインがマイナス１である変換
回路を構成する。コンパレータ１１９がＡＣサイン波信
号１１５を検出する。コンパレータ１１９の出力１２０
はアナログスィッチ１２１を制御するために使用され
る。ＡＣサイン波信号１１５の符号が負の時、アナログ
スィッチ１２１の出力信号１２２は無変換のＡＣサイン
波信号１１５と接続され、ＡＣサイン波信号１１５の符
号が正の時はアナログスィッチ１２１の出力信号１２２
は変換されたＡＣサイン波信号１２３と接続される。か
くして出力信号１２２はＡＣサイン波信号１１５の全波
整流を表す。
は方形波であり、この出力１０６がオペレーショナルア
ンプ１０８の出力電圧１０７と接地側とを交番する。キ
ャパシタ１０９とレジスタ１１０とが、ＡＣ信号１０６
からＤＣオフセットをろ別するハイパスフィルタを構成
する。ローパスフィルタ１１１が、入力信号１１２の高
い方の高調波を減衰してサイン波出力信号１１３を発生
させる。ローパスフィルタ１１１は、方形波の入力信号
１１２の第３高調波を４０dBあるいはそれ以上に減衰さ
せるための十分なオーダー及び形式のものである。ロー
パスフィルタ１１１のために考え得る１つの構成は第５
オーダーのバターワース形式のものである。キャパシタ
１１４はローパスフィルタ１１１のサイン波出力信号１
１３からＤＣオフセットを除去する。ＡＣサイン波信号
１１５が半ブリッジ回路１０１を励起させるために使用
される。一対のレジスタ１１６及び１１７とオペレーシ
ョナルアンプ１１８とがゲインがマイナス１である変換
回路を構成する。コンパレータ１１９がＡＣサイン波信
号１１５を検出する。コンパレータ１１９の出力１２０
はアナログスィッチ１２１を制御するために使用され
る。ＡＣサイン波信号１１５の符号が負の時、アナログ
スィッチ１２１の出力信号１２２は無変換のＡＣサイン
波信号１１５と接続され、ＡＣサイン波信号１１５の符
号が正の時はアナログスィッチ１２１の出力信号１２２
は変換されたＡＣサイン波信号１２３と接続される。か
くして出力信号１２２はＡＣサイン波信号１１５の全波
整流を表す。
【００２９】オペレーショナルアンプ１０８と、一対の
レジスタ１２３及び１２４と、キャパシタ１２５とが集
積差動増幅器を構成する。オペレーショナルアンプ１０
８の出力１０７は、サイン波信号１１５の平均全波整流
表示が、印加された精密参照電圧１２６未満である場合
には大きくなる。同様に、前記出力１０７はＡＣサイン
波信号１１５の平均全波整流表示が、印加された精密参
照電圧１２６よりも大きい場合には小さくなる。ＡＣ信
号１０６の振幅は、説明した集積作用により、ＡＣサイ
ン波信号１１５の平均全波整流表示を、印加された精密
参照電圧１２６と等しい状態に維持する必要に応じて制
御される。
レジスタ１２３及び１２４と、キャパシタ１２５とが集
積差動増幅器を構成する。オペレーショナルアンプ１０
８の出力１０７は、サイン波信号１１５の平均全波整流
表示が、印加された精密参照電圧１２６未満である場合
には大きくなる。同様に、前記出力１０７はＡＣサイン
波信号１１５の平均全波整流表示が、印加された精密参
照電圧１２６よりも大きい場合には小さくなる。ＡＣ信
号１０６の振幅は、説明した集積作用により、ＡＣサイ
ン波信号１１５の平均全波整流表示を、印加された精密
参照電圧１２６と等しい状態に維持する必要に応じて制
御される。
【００３０】前に説明したように、コイル２３及び２４
のインダクタンス比は図１に示すロータアセンブリ２の
軸線方向位置の関数である。半ブリッジ回路１０１の出
力信号の振幅は、かくしてロータアセンブリ２の軸線方
向位置と共に変化する。一対のレジスタ１２８及び１２
９と、オペレーショナルアンプ１３０とがゲインがマイ
ナス１の変換回路を構成する。コンパレータ１１９の出
力１２０がアナログスィッチ１３１を制御するために使
用される。ＡＣサイン波信号１１５の符号が負の時はア
ナログスィッチ１３１の出力信号１３２は半ブリッジ回
路１０１の無変換の出力信号１２７と接続され、ＡＣサ
イン波信号１１５の符号が正の時はアナログスィッチ１
３１の出力信号１３２は半ブリッジ回路１０１の出力信
号１３３と接続される。
のインダクタンス比は図１に示すロータアセンブリ２の
軸線方向位置の関数である。半ブリッジ回路１０１の出
力信号の振幅は、かくしてロータアセンブリ２の軸線方
向位置と共に変化する。一対のレジスタ１２８及び１２
９と、オペレーショナルアンプ１３０とがゲインがマイ
ナス１の変換回路を構成する。コンパレータ１１９の出
力１２０がアナログスィッチ１３１を制御するために使
用される。ＡＣサイン波信号１１５の符号が負の時はア
ナログスィッチ１３１の出力信号１３２は半ブリッジ回
路１０１の無変換の出力信号１２７と接続され、ＡＣサ
イン波信号１１５の符号が正の時はアナログスィッチ１
３１の出力信号１３２は半ブリッジ回路１０１の出力信
号１３３と接続される。
【００３１】かくして出力信号１３２は半ブリッジ回路
１０１の出力信号１２７の全波整流を表す。ローパスフ
ィルタ１３４が出力信号１３２のＡＣ成分を減衰させ
る。ローパスフィルタのために考え得る１つの構成は、
第８オーダーのバターワース形式のものである。幾つか
のレジスタ１３５、１３６及び１３７が、オペレーショ
ナルアンプ１３８及び精密参照電圧と共に、下流側回路
のための必要に応じてローパスフィルタ１３４の出力信
号１３９をシフト及び評価（scale）する。かくしてオ
ペレーショナルアンプ１３８の出力信号１４０はロータ
アセンブリ２の軸線方向位置を表す。結局、出力信号１
４０における変化が、ロータアセンブリ２の軸線方向の
移動測定量を提供する。図５に例示する回路は、コイル
２３及び２４のインダクタンス比の変化を検出するため
の使用することのできる回路の１例に過ぎないものであ
り、その他の回路を使用し得ることは当業者には明らか
である。
１０１の出力信号１２７の全波整流を表す。ローパスフ
ィルタ１３４が出力信号１３２のＡＣ成分を減衰させ
る。ローパスフィルタのために考え得る１つの構成は、
第８オーダーのバターワース形式のものである。幾つか
のレジスタ１３５、１３６及び１３７が、オペレーショ
ナルアンプ１３８及び精密参照電圧と共に、下流側回路
のための必要に応じてローパスフィルタ１３４の出力信
号１３９をシフト及び評価（scale）する。かくしてオ
ペレーショナルアンプ１３８の出力信号１４０はロータ
アセンブリ２の軸線方向位置を表す。結局、出力信号１
４０における変化が、ロータアセンブリ２の軸線方向の
移動測定量を提供する。図５に例示する回路は、コイル
２３及び２４のインダクタンス比の変化を検出するため
の使用することのできる回路の１例に過ぎないものであ
り、その他の回路を使用し得ることは当業者には明らか
である。
【００３２】軸線方向位置検出サブシステム１４１から
の出力信号１４０を使用することにより、図６に示す軸
線方向位置制御体２００を、ロータを規定の軸線方向位
置設定点に維持し且つその軸線方向位置設定点をローレ
ンツ力アクチュエータにおける電力消費量を最小化する
調節のために使用することができる。軸線方向位置制御
体２００は図６に示す基本回路を有し、この基本回路に
はロータを規定の軸線方向位置設定点に維持する回路２
０１と、ローレンツ力アクチュエータのコイル１６及び
１７での電力消費量を最小化するべく軸線方向位置設定
点を調節する回路２０２とが含まれる。回路２０１は、
先に説明した軸線方向位置検出サブシステム１４１と、
ゲイン及びサーボ補償回路２０３と、スィッチングパワ
ーアンプ２０４と、ローレンツ力アクチュエータ２０５
と、ロータアセンブリ２とから成り立つ。サブシステム
１４１は、ロータアセンブリ２の軸線方向位置２１５と
比例する出力信号１４０を発生する。幾つかのレジスタ
２０７、２０８、２０９が、キャパシタ２１０及びオペ
レーショナルアンプ２１１と共にゲイン及びサーボ補償
回路２０３を構成する。ゲイン及びサーボ補償回路２０
３は、ロータアセンブリ２の振動の不安定化を防ぐ必要
に応じて出力信号１４０のゲイン及び位相を改変する。
の出力信号１４０を使用することにより、図６に示す軸
線方向位置制御体２００を、ロータを規定の軸線方向位
置設定点に維持し且つその軸線方向位置設定点をローレ
ンツ力アクチュエータにおける電力消費量を最小化する
調節のために使用することができる。軸線方向位置制御
体２００は図６に示す基本回路を有し、この基本回路に
はロータを規定の軸線方向位置設定点に維持する回路２
０１と、ローレンツ力アクチュエータのコイル１６及び
１７での電力消費量を最小化するべく軸線方向位置設定
点を調節する回路２０２とが含まれる。回路２０１は、
先に説明した軸線方向位置検出サブシステム１４１と、
ゲイン及びサーボ補償回路２０３と、スィッチングパワ
ーアンプ２０４と、ローレンツ力アクチュエータ２０５
と、ロータアセンブリ２とから成り立つ。サブシステム
１４１は、ロータアセンブリ２の軸線方向位置２１５と
比例する出力信号１４０を発生する。幾つかのレジスタ
２０７、２０８、２０９が、キャパシタ２１０及びオペ
レーショナルアンプ２１１と共にゲイン及びサーボ補償
回路２０３を構成する。ゲイン及びサーボ補償回路２０
３は、ロータアセンブリ２の振動の不安定化を防ぐ必要
に応じて出力信号１４０のゲイン及び位相を改変する。
【００３３】そうしたゲイン及びサーボ補償回路の設計
形状はサーボシステム設計の当業者の良く知るところの
ものである。ゲイン及びサーボ補償回路２０３からの電
圧出力２１２はスィッチングパワーアンプ２０４に入力
電圧として入り、スィッチングパワーアンプ２０４は入
力電圧に比例する電流信号２１３を出力する。そうした
相互コンダクタンススィッチングアンプの設計は当業者
には良く知られている。電流信号２１３はローレンツ力
アクチュエータ２０５のコイル１６及び１７に印加され
る。ローレンツ力アクチュエータ２０５は印加された電
流信号２１３と比例する軸線方向力２１４を発生する。
軸線方向力２１４はロータアセンブリ２に適用され、適
用された軸線方向力２１４に応じてロータアセンブリ２
の軸線方向位置２１５が変化する。説明されたサーボル
ープ、即ち回路２０１の全体的な極性は、ローレンツ力
アクチュエータによって発生した力がロータアセンブリ
を規定の設定位置からの偏倚に対向するようなものであ
る。当業者には、アナログの、ゲイン及びサーボ補償回
路２０３の機能を、マイクロプロセッサあるいはデジタ
ル信号プロセッサ上で作動するソフトウェアを使用して
実行し得ることを認識されよう。
形状はサーボシステム設計の当業者の良く知るところの
ものである。ゲイン及びサーボ補償回路２０３からの電
圧出力２１２はスィッチングパワーアンプ２０４に入力
電圧として入り、スィッチングパワーアンプ２０４は入
力電圧に比例する電流信号２１３を出力する。そうした
相互コンダクタンススィッチングアンプの設計は当業者
には良く知られている。電流信号２１３はローレンツ力
アクチュエータ２０５のコイル１６及び１７に印加され
る。ローレンツ力アクチュエータ２０５は印加された電
流信号２１３と比例する軸線方向力２１４を発生する。
軸線方向力２１４はロータアセンブリ２に適用され、適
用された軸線方向力２１４に応じてロータアセンブリ２
の軸線方向位置２１５が変化する。説明されたサーボル
ープ、即ち回路２０１の全体的な極性は、ローレンツ力
アクチュエータによって発生した力がロータアセンブリ
を規定の設定位置からの偏倚に対向するようなものであ
る。当業者には、アナログの、ゲイン及びサーボ補償回
路２０３の機能を、マイクロプロセッサあるいはデジタ
ル信号プロセッサ上で作動するソフトウェアを使用して
実行し得ることを認識されよう。
【００３４】図７には、説明した最小電力での軸線方向
制御方法が例示される。グラフのｘ軸３００は、図１に
示すような固定アセンブリ１に関するロータアセンブリ
２の軸線方向位置を表す。グラフのｙ軸３０１はロータ
アセンブリ２に加えられる軸線方向力を表す。ライン３
０２はロータアセンブリ２の最小軸線方向偏倚に対する
永久磁石１１及び１２によって発生した固有の軸線方向
力を表す。グラフの点３０３の位置では永久磁石１１及
び１２は磁気的に整列し、軸線方向力は発生しない。ラ
イン３０２の傾斜は永久磁石１１及び１２の設計形状に
依存するものであり、０．２lb/０．００１インチから
１．０lb/０．００１インチ（約0.09kg/0.0254mmから約
0.45kg/0.0254mm）の間である。図７のライン３０４は
ロータアセンブリ２に加えられる定常状態での軸線方向
負荷を表す。定常状態での軸線方向負荷を表すライン３
０４は、重力、加速、遠心ポンプのインペラなどにより
発生し得る。図７のライン７はライン３０２及び３０４
を加算したものであり、定常状態での負荷３０４が加え
られた場合のロータアセンブリの軸線方向位置に対する
正味の力を表している。
制御方法が例示される。グラフのｘ軸３００は、図１に
示すような固定アセンブリ１に関するロータアセンブリ
２の軸線方向位置を表す。グラフのｙ軸３０１はロータ
アセンブリ２に加えられる軸線方向力を表す。ライン３
０２はロータアセンブリ２の最小軸線方向偏倚に対する
永久磁石１１及び１２によって発生した固有の軸線方向
力を表す。グラフの点３０３の位置では永久磁石１１及
び１２は磁気的に整列し、軸線方向力は発生しない。ラ
イン３０２の傾斜は永久磁石１１及び１２の設計形状に
依存するものであり、０．２lb/０．００１インチから
１．０lb/０．００１インチ（約0.09kg/0.0254mmから約
0.45kg/0.0254mm）の間である。図７のライン３０４は
ロータアセンブリ２に加えられる定常状態での軸線方向
負荷を表す。定常状態での軸線方向負荷を表すライン３
０４は、重力、加速、遠心ポンプのインペラなどにより
発生し得る。図７のライン７はライン３０２及び３０４
を加算したものであり、定常状態での負荷３０４が加え
られた場合のロータアセンブリの軸線方向位置に対する
正味の力を表している。
【００３５】点３０６は、定常状態での負荷力が永久磁
石１１及び１２の発生する軸線方向力によって相殺され
るところのロータアセンブリの軸線方向位置を定義す
る。ロータアセンブリ２の軸線方向位置設定点を、この
点３０６で定義される軸線方向位置に調節することによ
り、軸線方向設定点を維持するために要求される定常状
態でのアクチュエータ出力量はゼロとなる。ローレンツ
力アクチュエータの消費電力はその出力の二乗に比例す
ることから、ロータアセンブリを点３０６で定義される
軸線方向位置で作働させればこのローレンツ力アクチュ
エータの消費する正味の電力を最小化することができ
る。同様に、ロータアセンブリを点３０３で定義する軸
線方向位置で作働させることにより、何らの定常状態負
荷力を加えることなくローレンツ力アクチュエータの消
費する正味の電力を最小化することができる。
石１１及び１２の発生する軸線方向力によって相殺され
るところのロータアセンブリの軸線方向位置を定義す
る。ロータアセンブリ２の軸線方向位置設定点を、この
点３０６で定義される軸線方向位置に調節することによ
り、軸線方向設定点を維持するために要求される定常状
態でのアクチュエータ出力量はゼロとなる。ローレンツ
力アクチュエータの消費電力はその出力の二乗に比例す
ることから、ロータアセンブリを点３０６で定義される
軸線方向位置で作働させればこのローレンツ力アクチュ
エータの消費する正味の電力を最小化することができ
る。同様に、ロータアセンブリを点３０３で定義する軸
線方向位置で作働させることにより、何らの定常状態負
荷力を加えることなくローレンツ力アクチュエータの消
費する正味の電力を最小化することができる。
【００３６】図６に示す回路２０２を、ロータアセンブ
リ２の軸線方向設定点位置を有効に調節し先に説明した
方法を使用してローレンツ力アクチュエータ２０５での
消費電力を最小化するために使用することができる。定
常状態での軸線方向位置設定点は、オペレーショナルア
ンプ２１７の電圧出力２１６及びレジスタ２１８により
制御することができる。レジスタ２１９と、キャパシタ
２２０と、オペレーショナルアンプ２１７とが、ゲイン
及びサーボ補償回路２０３の電圧出力２１２を変換及び
積分する。電圧出力２１２はローレンツ力アクチュエー
タのコイル１６及び１７を流れる電流と正比例する。電
圧信号の平均値が正であれば正味の正の電流がローレン
ツ力アクチュエータのコイル１６及び１７を流れ、オペ
レーションアンプ２１７の電圧出力２１６がコイル１６
及び１７を流れる平均電流流れがゼロになるまで、ロー
タアセンブリ２の軸線方向の設定点位置を減少及びシフ
トすることが示される。同様に、電圧信号の平均値が負
であれば、コイル１６及び１７には正味の負の電流が流
れ、オペレーションアンプ２１７の電圧出力２１６がコ
イル１６及び１７を流れる平均電流がゼロになるまでロ
ータアセンブリ２の軸線方向の設定点位置を増大及びシ
フトすることが示される。かくしてロータアセンブリ２
の定常状態での軸線方向設定点位置がローレンツ力アク
チュエータ２０５における消費電力量を最小化するため
の要求に応じて調節される。当業者には、アナログの、
自動的な設定点調節のための回路２０２の機能をマイク
ロプロセッサあるいはデジタル信号プロセッサ上で作動
するソフトウェアを使用して実施し得ることを認識され
よう。
リ２の軸線方向設定点位置を有効に調節し先に説明した
方法を使用してローレンツ力アクチュエータ２０５での
消費電力を最小化するために使用することができる。定
常状態での軸線方向位置設定点は、オペレーショナルア
ンプ２１７の電圧出力２１６及びレジスタ２１８により
制御することができる。レジスタ２１９と、キャパシタ
２２０と、オペレーショナルアンプ２１７とが、ゲイン
及びサーボ補償回路２０３の電圧出力２１２を変換及び
積分する。電圧出力２１２はローレンツ力アクチュエー
タのコイル１６及び１７を流れる電流と正比例する。電
圧信号の平均値が正であれば正味の正の電流がローレン
ツ力アクチュエータのコイル１６及び１７を流れ、オペ
レーションアンプ２１７の電圧出力２１６がコイル１６
及び１７を流れる平均電流流れがゼロになるまで、ロー
タアセンブリ２の軸線方向の設定点位置を減少及びシフ
トすることが示される。同様に、電圧信号の平均値が負
であれば、コイル１６及び１７には正味の負の電流が流
れ、オペレーションアンプ２１７の電圧出力２１６がコ
イル１６及び１７を流れる平均電流がゼロになるまでロ
ータアセンブリ２の軸線方向の設定点位置を増大及びシ
フトすることが示される。かくしてロータアセンブリ２
の定常状態での軸線方向設定点位置がローレンツ力アク
チュエータ２０５における消費電力量を最小化するため
の要求に応じて調節される。当業者には、アナログの、
自動的な設定点調節のための回路２０２の機能をマイク
ロプロセッサあるいはデジタル信号プロセッサ上で作動
するソフトウェアを使用して実施し得ることを認識され
よう。
【００３７】負の入口圧力を発生させることのできる任
意の血液ポンプの流量は左心室に入る血液流量に合致さ
せるべく動力学的に調節されるべきである。もし血液ポ
ンプの送出流量があまりに少ないと体の組織及び臓器は
不当に潅流され、左心室内の血圧が増大し、恐らくは過
剰な肺動脈圧及び鬱血を生じ得る。また逆に血液ポンプ
の流量が多すぎると、左心室内及び一次血液流路には過
剰な負圧が発生され得る。血液における過剰の負圧は、
１）キャビテーションによって受け入れ難いほどの血液
損傷が発生し得ること、２）キャビテーションによって
ポンプが損傷し得ること、３）心室壁がつぶれ且つ損傷
し得ること、４）心室壁がつぶれ、しかもポンプへの血
液流路がふさがれ得ること、のために望ましくない。血
液ポンプの流量は、こうした問題を避けるために動力学
的に制御され得るのが好ましい。
意の血液ポンプの流量は左心室に入る血液流量に合致さ
せるべく動力学的に調節されるべきである。もし血液ポ
ンプの送出流量があまりに少ないと体の組織及び臓器は
不当に潅流され、左心室内の血圧が増大し、恐らくは過
剰な肺動脈圧及び鬱血を生じ得る。また逆に血液ポンプ
の流量が多すぎると、左心室内及び一次血液流路には過
剰な負圧が発生され得る。血液における過剰の負圧は、
１）キャビテーションによって受け入れ難いほどの血液
損傷が発生し得ること、２）キャビテーションによって
ポンプが損傷し得ること、３）心室壁がつぶれ且つ損傷
し得ること、４）心室壁がつぶれ、しかもポンプへの血
液流路がふさがれ得ること、のために望ましくない。血
液ポンプの流量は、こうした問題を避けるために動力学
的に制御され得るのが好ましい。
【００３８】血液ポンプのためのポンプ流量制御体を設
け、血液ポンプを、血液流量が心室を過剰に膨張あるい
は収縮しないように作働させることができる。心室が通
常的に膨張及び収縮する間の心室の寸法に関する情報が
心臓計測装置から流量制御体に提供され得るのが好まし
い。そうした心臓計測装置は電子式心臓キャリパーであ
り、その２つの形式のものが図８から図１２に例示され
る。図８には右心室４０５と左心室４０４とを含む心臓
の断面が示され、左心室４０４が、そこに流入した血液
の圧力で最大限に膨張した状態で示されている。図９で
は左心室４０４は部分的に減圧されている。左心室４０
４から血液が抜き出されるに従い、心臓の外側表面４１
８の半径方向寸法が減少する。血液ポンプの流量を動力
学的に調節して左心室が左心室の外側表面の半径方向に
よって示されるように過剰に膨張あるいは収縮しないよ
うにすることで、血液ポンプの平均流量を左心室に入る
血液流量に合致させるように制御することができる。電
子式心臓キャリパー４００の１実施例が示される。この
心臓キャリパー４００は心臓の外側表面４１８の半径方
向寸法を測定するために使用することができる。
け、血液ポンプを、血液流量が心室を過剰に膨張あるい
は収縮しないように作働させることができる。心室が通
常的に膨張及び収縮する間の心室の寸法に関する情報が
心臓計測装置から流量制御体に提供され得るのが好まし
い。そうした心臓計測装置は電子式心臓キャリパーであ
り、その２つの形式のものが図８から図１２に例示され
る。図８には右心室４０５と左心室４０４とを含む心臓
の断面が示され、左心室４０４が、そこに流入した血液
の圧力で最大限に膨張した状態で示されている。図９で
は左心室４０４は部分的に減圧されている。左心室４０
４から血液が抜き出されるに従い、心臓の外側表面４１
８の半径方向寸法が減少する。血液ポンプの流量を動力
学的に調節して左心室が左心室の外側表面の半径方向に
よって示されるように過剰に膨張あるいは収縮しないよ
うにすることで、血液ポンプの平均流量を左心室に入る
血液流量に合致させるように制御することができる。電
子式心臓キャリパー４００の１実施例が示される。この
心臓キャリパー４００は心臓の外側表面４１８の半径方
向寸法を測定するために使用することができる。
【００３９】心臓キャリパー４００は、心臓の外側表面
４１８に好適に装着され得る２本のアーム４０１及び４
０２を含み、これら２本のアームは密封エンクロージャ
４０３の内部に好ましく位置付け得る点位置を中心とし
てピボット回転することができる。左心室４０４の半径
方向寸法の測定は、心臓キャリパーのアーム４０１及び
３０２間の角度を電子的に測定することにより実施され
得る。図９にはアーム４０１及び４０２間の角度を測定
するために使用することのできる角度測定装置が例示さ
れる。この角度測定装置は、内側の部品を体の組織や流
体から保護するために密封エンクロージャ４０３内に収
納するのが好ましい。ベローズ４０７と端部キャップ４
０８及び４０９とを相互に溶接して密封チャンバとする
のが好ましい。
４１８に好適に装着され得る２本のアーム４０１及び４
０２を含み、これら２本のアームは密封エンクロージャ
４０３の内部に好ましく位置付け得る点位置を中心とし
てピボット回転することができる。左心室４０４の半径
方向寸法の測定は、心臓キャリパーのアーム４０１及び
３０２間の角度を電子的に測定することにより実施され
得る。図９にはアーム４０１及び４０２間の角度を測定
するために使用することのできる角度測定装置が例示さ
れる。この角度測定装置は、内側の部品を体の組織や流
体から保護するために密封エンクロージャ４０３内に収
納するのが好ましい。ベローズ４０７と端部キャップ４
０８及び４０９とを相互に溶接して密封チャンバとする
のが好ましい。
【００４０】ベローズ４０７と端部キャップ４０８及び
４０９とはチタンから作製するのが好ましい。ガラスあ
るいはろう接セラミックの何れかによるインシュレータ
４１１を使用し得る密封電気フィードスルー４１０をチ
タン製の端部キャップ４０９に組み込むことができる。
心臓キャリパーのアーム４０１及び４０２は、各端部キ
ャップ４０８及び４０９とその夫々の制御アーム４１４
及び４１６を介してピボット部材４１５に有効に接続す
ることが可能である。アーム４０１と、端部キャップ４
０８と、制御アーム４１６とは、チタンの単一部片から
加工し、あるいは個別に作製した後に相互に溶接あるい
は接着することができる。同様に、アーム４０２と、端
部キャップ４０９と、制御アーム４１４とを、チタン製
の単一部片から加工し、あるいは個別に作製した後に相
互に溶接あるいは接着することができる。ピボット部材
４１５は心臓キャリパーのアーム４０１及び４０２の運
動範囲を単一平面内の弧状部分に限定する。
４０９とはチタンから作製するのが好ましい。ガラスあ
るいはろう接セラミックの何れかによるインシュレータ
４１１を使用し得る密封電気フィードスルー４１０をチ
タン製の端部キャップ４０９に組み込むことができる。
心臓キャリパーのアーム４０１及び４０２は、各端部キ
ャップ４０８及び４０９とその夫々の制御アーム４１４
及び４１６を介してピボット部材４１５に有効に接続す
ることが可能である。アーム４０１と、端部キャップ４
０８と、制御アーム４１６とは、チタンの単一部片から
加工し、あるいは個別に作製した後に相互に溶接あるい
は接着することができる。同様に、アーム４０２と、端
部キャップ４０９と、制御アーム４１４とを、チタン製
の単一部片から加工し、あるいは個別に作製した後に相
互に溶接あるいは接着することができる。ピボット部材
４１５は心臓キャリパーのアーム４０１及び４０２の運
動範囲を単一平面内の弧状部分に限定する。
【００４１】電子式心臓キャリパーのアーム４０１及び
４０２が左心室の膨張あるいは収縮によって移動するに
従い、制御アーム４１６の延長部が制御アーム４１４に
結合し得るところの渦電流ベースの位置センサ４１７に
接近しあるいは離間する。渦電流ベースの位置センサ４
１７は小型のフェライトポット磁心４１２と銅コイル４
１３とから作製され得る。そうした小型のフェライトポ
ット磁心はニュージャージー州IselinのSiemens Compon
ents社から入手することができる。渦電流ベースの位置
センサを２つの電気的フィードスルー（図９には２つの
フィードスルーの一方４１０のみを示す）に接続し得
る。金属製の制御アーム４１６が位置センサ４１７に接
近するに従い、位置センサのコイルの有効な抵抗型負荷
が増大し、コイルのＱ（コイルの有効シリーズ抵抗に対
するリアクタンスの比として斯界において定義される）
が減少する。コイルのＱの変化を測定するための電子回
路が使用され、アーム４０１及び４０２の相対位置に相
当する信号が提供され得る。Ｑの変化を測定するための
そうした電子回路は斯界に周知である。
４０２が左心室の膨張あるいは収縮によって移動するに
従い、制御アーム４１６の延長部が制御アーム４１４に
結合し得るところの渦電流ベースの位置センサ４１７に
接近しあるいは離間する。渦電流ベースの位置センサ４
１７は小型のフェライトポット磁心４１２と銅コイル４
１３とから作製され得る。そうした小型のフェライトポ
ット磁心はニュージャージー州IselinのSiemens Compon
ents社から入手することができる。渦電流ベースの位置
センサを２つの電気的フィードスルー（図９には２つの
フィードスルーの一方４１０のみを示す）に接続し得
る。金属製の制御アーム４１６が位置センサ４１７に接
近するに従い、位置センサのコイルの有効な抵抗型負荷
が増大し、コイルのＱ（コイルの有効シリーズ抵抗に対
するリアクタンスの比として斯界において定義される）
が減少する。コイルのＱの変化を測定するための電子回
路が使用され、アーム４０１及び４０２の相対位置に相
当する信号が提供され得る。Ｑの変化を測定するための
そうした電子回路は斯界に周知である。
【００４２】電子式心臓キャリパー５００が図１１及び
１２に例示されている。図８及び図９と同様に、図１１
は流入した血液の圧力によって最大限に膨張した左心室
を表し、図１２は部分的に減圧された左心室を表してい
る。心臓キャリパー５００は一対のアーム５０１及び５
０２を有し得、これらのアームは心臓の外側表面に好適
に装着されると共に、密封エンクロージャ５０３内に好
ましく位置付け得る点位置を中心としてピボット廻動す
ることができる。左心室の半径方向寸法形状は、超音波
パルスが、一方のアーム５０１に取り付けたソノマイク
ロメータ変換器５０４から他方のアーム５０２に設けた
相対するソノマイクロメータ変換器５０５に達するまで
に要する時間を計測することにより行う。こうした用途
のために適したソノマイクロメータ変換器はカリフォル
ニア州サンジエゴのTriton Technology社、インディア
ナ州レバノンのEtalon社から入手することができる。ソ
ノマイクロメータの詳細は当業者には良く知られてい
る。心室の相対的な膨張及び収縮を測定するためのその
他の好適な方法、例えば心臓のインピーダンス及びコン
ダクタンスを測定する方法を使用し得るものであり、本
発明は説明した特定方法に限定されるものではない。
１２に例示されている。図８及び図９と同様に、図１１
は流入した血液の圧力によって最大限に膨張した左心室
を表し、図１２は部分的に減圧された左心室を表してい
る。心臓キャリパー５００は一対のアーム５０１及び５
０２を有し得、これらのアームは心臓の外側表面に好適
に装着されると共に、密封エンクロージャ５０３内に好
ましく位置付け得る点位置を中心としてピボット廻動す
ることができる。左心室の半径方向寸法形状は、超音波
パルスが、一方のアーム５０１に取り付けたソノマイク
ロメータ変換器５０４から他方のアーム５０２に設けた
相対するソノマイクロメータ変換器５０５に達するまで
に要する時間を計測することにより行う。こうした用途
のために適したソノマイクロメータ変換器はカリフォル
ニア州サンジエゴのTriton Technology社、インディア
ナ州レバノンのEtalon社から入手することができる。ソ
ノマイクロメータの詳細は当業者には良く知られてい
る。心室の相対的な膨張及び収縮を測定するためのその
他の好適な方法、例えば心臓のインピーダンス及びコン
ダクタンスを測定する方法を使用し得るものであり、本
発明は説明した特定方法に限定されるものではない。
【００４３】流量制御体を作動して血液ポンプの流量を
制御することにより心室が過剰に膨張あるいは収縮しな
いようにする１つの方法が図１３にグラフで示される。
ｘ軸線６００は時間を表す。ライン６０１はシステムを
初期に移植した際に定義される左心室の半径方向寸法形
状の設定点を表し、この設定点は超音波画像を使用して
非侵入的に定期的に更新される。曲線６０２は先に説明
した電子式心臓キャリパー４００及び５００の何れかに
よって検出した左心室の半径方向寸法形状を表す。曲線
６０３は取り付けた遠心ポンプのインペラの角速度を表
す。説明した遠心ポンプの流量はインペラの角速度と共
に変化する。検出された半径方向寸法形状が点６０４で
例示する半径方向寸法形状設定点を超えると遠心ポンプ
の角速度が点６０５で例示するように増大され得る。
制御することにより心室が過剰に膨張あるいは収縮しな
いようにする１つの方法が図１３にグラフで示される。
ｘ軸線６００は時間を表す。ライン６０１はシステムを
初期に移植した際に定義される左心室の半径方向寸法形
状の設定点を表し、この設定点は超音波画像を使用して
非侵入的に定期的に更新される。曲線６０２は先に説明
した電子式心臓キャリパー４００及び５００の何れかに
よって検出した左心室の半径方向寸法形状を表す。曲線
６０３は取り付けた遠心ポンプのインペラの角速度を表
す。説明した遠心ポンプの流量はインペラの角速度と共
に変化する。検出された半径方向寸法形状が点６０４で
例示する半径方向寸法形状設定点を超えると遠心ポンプ
の角速度が点６０５で例示するように増大され得る。
【００４４】遠心ポンプの角速度が増大すると遠心ポン
プの流量が増大し、左心室から除去される血液量が増大
し且つ除去速度が速くなりそれが、左心室の半径方向寸
法形状を半径方向寸法形状設定点を示すライン６０１に
向けて減少せしめる。同様に、検出した半径方向寸法形
状が点６０６で例示されるような半径方向寸法形状設定
点未満であると遠心ポンプの角速度は点６０７で示され
るように減少され得る。遠心ポンプの角速度が減少する
と遠心ポンプの流量が減少し、左心室から除去される血
液量が減少しそれが結局、左心室の半径方向寸法形状を
半径方向設定点を示すライン６０１に向けて増大させ
る。
プの流量が増大し、左心室から除去される血液量が増大
し且つ除去速度が速くなりそれが、左心室の半径方向寸
法形状を半径方向寸法形状設定点を示すライン６０１に
向けて減少せしめる。同様に、検出した半径方向寸法形
状が点６０６で例示されるような半径方向寸法形状設定
点未満であると遠心ポンプの角速度は点６０７で示され
るように減少され得る。遠心ポンプの角速度が減少する
と遠心ポンプの流量が減少し、左心室から除去される血
液量が減少しそれが結局、左心室の半径方向寸法形状を
半径方向設定点を示すライン６０１に向けて増大させ
る。
【００４５】流量制御体を作動して血液ポンプの流量を
制御し、左心室が過剰に膨張あるいは収縮しないように
するため及び脈動する血液流れを発生させるための別の
方法が図１４に例示される。脈動性の流れは心臓の自然
な血流特性により近いものである。図１４ではｘ軸６０
８は時間を表す。ライン６０９及び６１０は左心室の上
方及び下方の夫々の半径方向寸法形状設定点を表す。こ
れらの各設定点はシステムを初期に移植した際に定義さ
れ、超音波画像を使用して非侵入的に定期的に更新され
得る。曲線６１１は先に説明した電子式心臓キャリパー
４００及び５００の何れかにより検出した左心室の半径
方向寸法形状を表す。曲線６１２は説明した遠心ポンプ
のインペラの角速度を表す。遠心ポンプの角速度は、時
間長さ６１３として示されるような時間にわたり定期的
に増大され得、角速度がそのように増大することにより
心臓からの血液の除去速度がより急速化されそれが結
局、左心室の半径方向寸法形状を半径方向寸法形状設定
点を示すライン６１０に向けて減少させる。
制御し、左心室が過剰に膨張あるいは収縮しないように
するため及び脈動する血液流れを発生させるための別の
方法が図１４に例示される。脈動性の流れは心臓の自然
な血流特性により近いものである。図１４ではｘ軸６０
８は時間を表す。ライン６０９及び６１０は左心室の上
方及び下方の夫々の半径方向寸法形状設定点を表す。こ
れらの各設定点はシステムを初期に移植した際に定義さ
れ、超音波画像を使用して非侵入的に定期的に更新され
得る。曲線６１１は先に説明した電子式心臓キャリパー
４００及び５００の何れかにより検出した左心室の半径
方向寸法形状を表す。曲線６１２は説明した遠心ポンプ
のインペラの角速度を表す。遠心ポンプの角速度は、時
間長さ６１３として示されるような時間にわたり定期的
に増大され得、角速度がそのように増大することにより
心臓からの血液の除去速度がより急速化されそれが結
局、左心室の半径方向寸法形状を半径方向寸法形状設定
点を示すライン６１０に向けて減少させる。
【００４６】遠心ポンプの角速度は、検出された左心室
の半径方向寸法形状が下方の半径方向寸法形状設定点を
表すライン６１０にほぼ等しくなると、時間長さ６１４
として示されるような時間にわたり減少され得る。時間
長さ６１５の間ポンプの角速度が減少されると左心室か
ら除去される血液量が減少し、結局、左心室の半径方向
寸法形状はライン６０９に向けて増大する。遠心ポンプ
の角速度は検出される左心室の半径方向寸法形状がライ
ン６０９にほぼ等しくなると時間６１６にわたり再度増
大され得る。説明した脈動性のポンプ流量は血流特性を
心臓の自然のそれにより近づける。
の半径方向寸法形状が下方の半径方向寸法形状設定点を
表すライン６１０にほぼ等しくなると、時間長さ６１４
として示されるような時間にわたり減少され得る。時間
長さ６１５の間ポンプの角速度が減少されると左心室か
ら除去される血液量が減少し、結局、左心室の半径方向
寸法形状はライン６０９に向けて増大する。遠心ポンプ
の角速度は検出される左心室の半径方向寸法形状がライ
ン６０９にほぼ等しくなると時間６１６にわたり再度増
大され得る。説明した脈動性のポンプ流量は血流特性を
心臓の自然のそれにより近づける。
【００４７】心臓性の不整脈を自動的に検出し且つ処置
するための装置の一部として、心臓の内部あるいは表面
上に電極を配置し、これらの電極を装置の制御回路と作
動上関連付けることができる。そうした自動的な不整脈
検出及び処理システムは斯界に周知である。そうした装
置の細動を処置するために必要とされるエネルギーを減
少させるために、心室の半径方向寸法を、装置が徐細動
パルスを送り出す直前に故意に減少させることができ
る。心臓の半径方向寸法は、先に説明した血液ポンプの
流量を心室内の血液容積が最小化されるように制御する
ことによって減少させることができる。心室内の血液容
積を徐細動エネルギーパルスが送られる前に最小化する
ことにより、送られる徐細動エネルギーパルスのより大
きな部分がそれを必要とする心筋に送られ、徐細動エネ
ルギーパルスのより小さな部分がそうした徐細動エネル
ギーパルスを必要としない血液に送られる。以上、本発
明を実施例を参照して説明したが、本発明の内で種々の
変更をなし得ることを理解されたい。
するための装置の一部として、心臓の内部あるいは表面
上に電極を配置し、これらの電極を装置の制御回路と作
動上関連付けることができる。そうした自動的な不整脈
検出及び処理システムは斯界に周知である。そうした装
置の細動を処置するために必要とされるエネルギーを減
少させるために、心室の半径方向寸法を、装置が徐細動
パルスを送り出す直前に故意に減少させることができ
る。心臓の半径方向寸法は、先に説明した血液ポンプの
流量を心室内の血液容積が最小化されるように制御する
ことによって減少させることができる。心室内の血液容
積を徐細動エネルギーパルスが送られる前に最小化する
ことにより、送られる徐細動エネルギーパルスのより大
きな部分がそれを必要とする心筋に送られ、徐細動エネ
ルギーパルスのより小さな部分がそうした徐細動エネル
ギーパルスを必要としない血液に送られる。以上、本発
明を実施例を参照して説明したが、本発明の内で種々の
変更をなし得ることを理解されたい。
【００４８】
【発明の効果】従来からの血液ポンプと関連付けするこ
とが可能な、前述の問題を解決する血液ポンプが提供さ
れ、そうした血液ポンプを圧力センサを使用する制御シ
ステムで起こり得る前述の問題を回避するべく動力学的
に制御するシステムが提供される。心臓性の不整脈処置
を改善するための不整脈制御システムと協働するそうし
た制御システムが提供される。
とが可能な、前述の問題を解決する血液ポンプが提供さ
れ、そうした血液ポンプを圧力センサを使用する制御シ
ステムで起こり得る前述の問題を回避するべく動力学的
に制御するシステムが提供される。心臓性の不整脈処置
を改善するための不整脈制御システムと協働するそうし
た制御システムが提供される。
【図１】磁気的に浮揚され回転するロータアセンブリを
有する血液ポンプ装置の１実施例の断面図である。
有する血液ポンプ装置の１実施例の断面図である。
【図２】図１を線II−IIで切断した断面図である。
【図３】二重ボリュート型の血液ポンプ装置の図２と同
様の断面図である。
様の断面図である。
【図４】循環システムと結合した図１の血液ポンプ装置
の斜視図である。
の斜視図である。
【図５】磁気浮揚されるロータアセンブリの軸線方向位
置を検出するための回路の概略ダイヤグラムである。
置を検出するための回路の概略ダイヤグラムである。
【図６】軸線方向位置制御体の簡略化した概略ダイヤグ
ラムである。
ラムである。
【図７】最小電力での軸線方向位置制御方法を例示する
グラフである。
グラフである。
【図８】膨張した心室に装着した心臓キャリパーの断面
図である。
図である。
【図９】収縮した心室に装着した心臓キャリパーの断面
図である。
図である。
【図１０】心臓キャリパーの２本のアーム間の角度を電
子的に測定するための装置の部分拡大断面図である。
子的に測定するための装置の部分拡大断面図である。
【図１１】ソノマイクロメータベースの心臓キャリパー
を、膨張した心室に装着した状態を例示する断面図であ
る。
を、膨張した心室に装着した状態を例示する断面図であ
る。
【図１２】ソノマイクロメータベースの心臓キャリパー
を、収縮した心室に装着した状態を例示する断面図であ
る。
を、収縮した心室に装着した状態を例示する断面図であ
る。
【図１３】血液ポンプ装置の定常的な流量を制御するた
めの方法を例示するグラフである。
めの方法を例示するグラフである。
【図１４】脈動様式での血液ポンプ装置の流量を制御す
るための方法を例示するグラフである。
るための方法を例示するグラフである。
１ ステータアセンブリ２ ロータアセンブリ ３ 外側ステータシェル ４ 内側ボリュートハウジング ５ 外側ボリュートハウジング ６ ステータライナ ７ 内側ロータ支持スリーブ ８ ロータエンドキャップ ９ ロータライナ １０ インペラ １１、１２、１３、１４ 永久磁石 １５ 回転アクチュエータ地鉄 １６、１７、２３、２４ コイル １８ 固定アクチュエータ地鉄 １９ 磁気フラックス ２０ 一次流入血液流路 ２１ 二次流入血液流路 ２１’ 環状の間隙 ２０’中心孔２２ 入口 ２５、２６ 強磁性のリング ２７、２８ スぺーサ ３１ 永久磁石リング ３２ 電機子巻線 ３３ 地鉄 ３７、３９、４０ ボリュート通路 ３８ 出口流れポート ４ １ 合流点 ４２ 出口 ４ ４、４６、４９ カニューレ ４５ 一次血液流路 ４８ 人工心臓弁アセンブリ ５０ 上行大動脈５１ 血液ポンプ ５２ 外側部分 ５３ 内側部分 ５５ ロータチャンバ ５６ 隔壁 １００ サインウェーブオシレータ １０１ 半ブリッジ回路 １０２ 同期検波器 １０３ オシレータ １０４ 方形波出力 １０５ アナログスィッチ １ ０６ ＡＣ信号１０７ 出力電圧 １０８、１１８、１３０、１３８ オペレーショナルア
ンプ １ ０９、１１４、１２５ キャパシタ １１０、１１６、１１７、１２３、１２４、１２８、１
２９、１３５、１３６、１３７、 レジスタ １１１、１３４ ローパスフィルタ １１２ 入力信号 １１３ サイン波出力信号 １１５ ＡＣサイン波信号 １１９ コンパレータ １２１、１３１ アナログスィッチ １２６ 精密参照電圧 １４１ 軸線方向位置検出サブシステム ２００ 軸線方向位置制御体 ２０３ ゲイン及びサーボ補償回路 ２０４ スィッチングパワーアンプ ２０５ ローレンツ力アクチュエータ ２１３ 電流信号 ２１４ 軸線方向力 ２１５ 軸線方向位置 ３０４ 負荷 ４００、５００ 電子式心臓キャリパー ４ ０１、４０２ アーム ４０４ 左心室４０５ 右心室 ４０３ 密封エンクロージャ ４０７ ベローズ ４０８、４０９ 端部キャップ ４１０ 密封電気フィードスルー４１２ フェライトポット磁心 ４１３ 銅コイル ４１４、４１６ 制御アーム ４１５ ピボット部材 ４１７ 位置センサ ４ １８ 外側表面 ５０４ ソノマイクロメータ変換器
ンプ １ ０９、１１４、１２５ キャパシタ １１０、１１６、１１７、１２３、１２４、１２８、１
２９、１３５、１３６、１３７、 レジスタ １１１、１３４ ローパスフィルタ １１２ 入力信号 １１３ サイン波出力信号 １１５ ＡＣサイン波信号 １１９ コンパレータ １２１、１３１ アナログスィッチ １２６ 精密参照電圧 １４１ 軸線方向位置検出サブシステム ２００ 軸線方向位置制御体 ２０３ ゲイン及びサーボ補償回路 ２０４ スィッチングパワーアンプ ２０５ ローレンツ力アクチュエータ ２１３ 電流信号 ２１４ 軸線方向力 ２１５ 軸線方向位置 ３０４ 負荷 ４００、５００ 電子式心臓キャリパー ４ ０１、４０２ アーム ４０４ 左心室４０５ 右心室 ４０３ 密封エンクロージャ ４０７ ベローズ ４０８、４０９ 端部キャップ ４１０ 密封電気フィードスルー４１２ フェライトポット磁心 ４１３ 銅コイル ４１４、４１６ 制御アーム ４１５ ピボット部材 ４１７ 位置センサ ４ １８ 外側表面 ５０４ ソノマイクロメータ変換器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平６−154309（ＪＰ，Ａ) 特開 平11−123239（ＪＰ，Ａ) 特許2807786（ＪＰ，Ｂ２) 特許2594752（ＪＰ，Ｂ２) 特許2569419（ＪＰ，Ｂ２) 特許2888609（ＪＰ，Ｂ２) 特公 平６−14961（ＪＰ，Ｂ２) 特表 平４−506163（ＪＰ，Ａ) 国際公開93／7388（ＷＯ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61M 1/10 A61N 1/39 F04D 13/02 - 13/06
Claims (81)
- 【請求項１】 患者に移植することのできる血液ポンプ
装置であって、 内側壁部分とステータポンプ部分とを有する中空のステ
ータ部材と、 外側壁部分とロータポンプ部分とを有し、前記中空のス
テータ部材内で回転するために前記中空のステータ部材
内に配置されたロータ部材と、 前記中空のステータ部材により担持されたステータ磁石
部分と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石
部分とを含み、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分と
が協働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状
の間隙が創出される状態で前記ロータ部材を前記中空の
ステータ部材内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮
揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを含
み、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ロータ部材をステータ部材に関して磁気的に回
転させることにより、前記ステータポンプ部分及びロー
タポンプ部分を通して血液をポンピングする磁気駆動体
と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを含み、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働してロータ部材をステータ部材内で軸線方向に磁
気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 を含む血液ポンプ装置。 - 【請求項２】 ローレンツ力軸線方向支承体を制御し、
ロータ部材をステータ部材に関して定義された設定点位
置に維持する軸線方向位置制御体を更に含んでいる請求
項１の血液ポンプ装置。 - 【請求項３】 ステータ部材により担持されたステータ
センサ部分と、ロータ部材により担持されたロータセン
サ部分とを含み、該ステータセンサ部分及びロータ部材
により担持されたロータセンサ部分が協働してステータ
部材に関するロータ部材の位置を検出する軸線方向位置
センサを更に含んでいる請求項２の血液ポンプ装置。 - 【請求項４】 ローレンツ力軸線方向支承体が、ロータ
部材をステータ部材に関して軸線方向に偏倚させるため
の偏倚手段を更に含んでいる請求項３の血液ポンプ装
置。 - 【請求項５】 偏倚手段が双方向的な偏倚手段である請
求項４の血液ポンプ装置。 - 【請求項６】 軸線方向位置制御体が、ステータ部材に
関して定義された設定点位置を変化させ、該設定点に応
じてロータ部材を軸線方向に偏倚させるべく偏倚手段を
制御する請求項５の血液ポンプ装置。 - 【請求項７】 ステータ部材に関して定義された設定点
位置が、ロータ部材に加えられる定常状態での軸線方向
負荷が、磁気的な半径方向浮揚体により発生される固有
の軸線方向力により少なくとも部分的に相殺されそれに
より、ローレンツ力軸線方向支承体で消費される電力が
減少するようにした請求項６の血液ポンプ装置。 - 【請求項８】 軸線方向位置制御体が、ローレンツ力軸
線方向支承体における正味の正の電流流れを検出し、前
記正味の正の電流流れに応じて、ステータ部材に関して
定義された設定点位置を、前記ローレンツ力軸線方向支
承体における前記電流流れが全体的に最小である設定点
に向けて変化させ且つローレンツ力軸線方向支承体の偏
倚手段を該設定点に軸線方向に偏倚させるべく制御する
請求項７の血液ポンプ装置。 - 【請求項９】 磁気的な回転駆動体が、スロット及びブ
ラシを有さないコアレスＤＣモータを含んでいる請求項
１の血液ポンプ装置。 - 【請求項１０】 血液の逆流を防ぐための人工心臓弁ア
センブリを更に含み、該人工心臓弁アセンブリがステー
タポンプ部分と循環システムとの間に作動上結合される
請求項１の血液ポンプ装置。 - 【請求項１１】 人工心臓弁アセンブリがソレノイド作
動弁を含んでいる請求項１０の血液ポンプ装置。 - 【請求項１２】 ロータ部材が、ステータポンプ部分と
流体連通する血液流路を形成する中心穿孔を有している
請求項１の血液ポンプ装置。 - 【請求項１３】 ステータポンプ部分が環状のボリュー
トポンプチャンバを有し、該環状のボリュートポンプチ
ャンバが出口通路を有している請求項１２の血液ポンプ
装置。 - 【請求項１４】 環状のボリュートポンプチャンバ内に
形成された設定点を更に含み、該設定点で前記環状のボ
リュートポンプチャンバが環状の二重のボリュートポン
プチャンバに分割され、各環状のボリュートポンプチャ
ンバが、各環状のボリュートポンプチャンバに固有の半
径方向力を相殺するべく半径方向において対向している
請求項１３の血液ポンプ装置。 - 【請求項１５】 ロータポンプ部分がインペラを含み、
該インペラが、環状のボリュートポンプチャンバ内で回
転するために該環状のボリュートポンプチャンバ内に磁
気駆動体により配置され、環状のボリュートポンプチャ
ンバの出口通路を通して血液をポンピングする請求項１
４の血液ポンプ装置。 - 【請求項１６】 ロータ部材の中心穿孔がインペラを貫
いて形成され、インペラが、隆起した複数のベーンを有
し、該隆起した複数のベーンが血液を前記中心穿孔を通
して抜き出すために前記中心穿孔と流体連通している請
求項１５の血液ポンプ装置。 - 【請求項１７】 隆起した複数のベーンがインペラの回
転方向とは反対方向に湾曲している請求項１６の血液ポ
ンプ装置。 - 【請求項１８】 磁気浮揚体によって創出される内側壁
部分と外側壁部分との間の間隙が環状のボリュートポン
プチャンバと流体連通して血液流路を形成する請求項１
２の血液ポンプ装置。 - 【請求項１９】 ロータ部材の中心穿孔が一次血液流路
であり、半径方向の磁気浮揚体が二次血液流路である請
求項１８の血液ポンプ装置。 - 【請求項２０】 ステータポンプ部分が環状のボリュー
トポンプチャンバを含み、該環状のボリュートポンプチ
ャンバが出口通路を有している請求項１９の血液ポンプ
装置。 - 【請求項２１】 環状のボリュートポンプチャンバに形
成された隔壁を含み、該隔壁が、環状のボリュートポン
プチャンバを環状の二重のボリュートポンプチャンバに
分割し、各環状のボリュートが、各環状のボリュートに
固有の半径方向力を相殺するべく半径方向に対向してい
る請求項２０の血液ポンプ装置。 - 【請求項２２】 ロータポンプ部分がインペラを含み、
該インペラが、磁気駆動体によって環状のボリュートポ
ンプチャンバ内で回転し、環状のボリュートポンプチャ
ンバの出口通路を通して血液をポンピングするべく該環
状のボリュートポンプチャンバ内に配置される請求項２
１の血液ポンプ装置。 - 【請求項２３】 インペラを貫いて中心穿孔が設けら
れ、インペラが隆起した複数のベーンを有し、該隆起し
た複数のベーンが前記中心穿孔を通して血液を抜き出す
ために該中心穿孔と流体連通される請求項２２の血液ポ
ンプ装置。 - 【請求項２４】 隆起した複数のベーンが、磁気浮揚体
によって創出される内側壁部分と外側壁部分との間の間
隙を通して血液を抜き出すために該間隙と流体連通して
いる請求項２３の血液ポンプ装置。 - 【請求項２５】 隆起した複数のベーンがインペラの回
転方向とは反対側に湾曲される請求項２４の血液ポンプ
装置。 - 【請求項２６】 中空のステータ部材が、内側壁部分か
ら離間された外側壁部分を有し、前記内側壁部分及び外
側壁部分間に第１の環状チャンバが確定され、 ロータ部材が、外側の壁部分から離間された内側壁部分
を有し、前記内側壁部分及び外側壁部分間に第２の環状
チャンバが確定され、該第２の環状チャンバがロータ部
材の外側周囲部分に接近して配置され、 ステータ磁石部分と、ステータモータ部分と、ステータ
センサ部分と、ステータ軸線方向支承体部分とが、前記
第２の環チャンバ内で中空のステータ部材によって担持
され、 前記ロータ磁石部分と、ロータモータ部分と、ロータセ
ンサ部分と、ロータ軸線方向支承体部分とが、前記第２
の環状チャンバ内のロータ部材により担持されている請
求項１２の血液ポンプ装置。 - 【請求項２７】 ステータ部材の内側壁部分が円筒形状
の内側壁部分であり、ロータ部材の外側壁部分が円筒形
状の外側壁部分である請求項２６の血液ポンプ装置。 - 【請求項２８】 血液ポンプの流量を制御するための流
量制御体を更に含んでいる請求項１の血液ポンプ装置。 - 【請求項２９】 血液ポンプによる補助を受ける心室に
取り付け得る心臓測定部材を更に含み、 該心臓測定部材が心室の膨張及び収縮の少なくとも一方
を計測し、 流量制御体が心臓測定部材の計測値を使用して血液ポン
プの流量を制御する請求項２８の血液ポンプ装置。 - 【請求項３０】 流量が脈動性の流量である請求項２９
の血液ポンプ装置。 - 【請求項３１】 相対的にピボット運動する一対のアー
ムを有する心臓キャリパーを更に含み、 前記各アームが心室の外側表面に取り付け得る一端と、
ピボット点位置に結合された他端とを有し、 各前記アーム間の角度位置における変化を測定する角度
測定装置を更に含んでいる請求項２９の血液ポンプ装
置。 - 【請求項３２】 角度測定装置が、各アーム間の角度位
置の変化を測定する電子式の渦電流位置センサを含んで
いる請求項３１の血液ポンプ装置。 - 【請求項３３】 心臓測定部材が、心室の全体的に対向
する各側に位置決めされた一対の超音波変換器を含み、
該超音波変換器が、超音波のパルスが一対の超音波変換
器間を移動するに要した時間に基づいて心室の半径方向
寸法を計測する請求項２９の血液ポンプ装置。 - 【請求項３４】 制御された流量で血液ポンプを作動さ
せるための装置であって、 血液ポンプ装置がある流量で血液をポンピングするよう
に制御する流量制御体と、 該流量制御体と作動上関連する心臓測定部材にして、前
記血液ポンプによる補助を受ける心臓の心室に取り付け
自在の心臓測定部材と、 を含み、 該心臓測定部材が、前記心室の膨張及び収縮の少なくと
も一方を計測し、 前記流量制御体が、該計測値を使用して前記流量を制御
する、 制御された流量で血液ポンプを作動させるための装置。 - 【請求項３５】 流量が脈動性の流量である請求項３４
の装置。 - 【請求項３６】 血液ポンプによる補助を受ける心室に
取り付け自在の心臓測定部材を更に含み、 該心臓測定部材が、前記心室の膨張及び収縮の少なくと
も一方を測定し、 前記流量制御体が、該測定値を使用して血液ポンプの前
記流量を制御する請求項３４の装置。 - 【請求項３７】 相対的にピボット運動する一対のアー
ムを有する心臓キャリパーを更に含み、 前記各アームが、前記心室の外側表面に装着し得る一端
と、ピボット位置に結合された他端とを有し、 角度測定装置が、各前記アーム間の角度位置の変化を測
定する請求項３６の装置。 - 【請求項３８】 角度測定装置が、各アーム間の角度位
置の変化を測定する電子式の渦電流位置センサを含んで
いる請求項３７の装置。 - 【請求項３９】 心臓測定部材が、心室の全体的に対向
する各側に位置決めされた一対の超音波変換器を含み、
該超音波変換器が、超音波のパルスが一対の超音波変換
器間を移動するに要した時間に基づいて心室の半径方向
寸法を計測する請求項３６の装置。 - 【請求項４０】 心臓性の補助及び不整脈治療のための
システムであって、 心臓に作動上結合された移植自在の細動除去器にして、
不整脈が発生するのに応じて心臓に治療剤を投与するた
めの手段を有する細動除去器と、 循環システムと心臓の心室との間に作動上結合された少
なくとも１つの移植自在の血液ポンプと、 前記心室内の血液の容量を、前記細動除去器が治療剤を
投与するに先立って減少させるための流量制御体と、 を含むシステム。 - 【請求項４１】 内側壁部分とステータポンプ部分とを
有する中空のステータ部材と、 外側壁部分とロータポンプ部分とを有し、前記中空のス
テータ部材内で回転するために前記中空のステータ部材
内に配置されたロータ部材と、 前記中空のステータ部材により担持されたステータ磁石
部分と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石
部分とを有し、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分と
が協働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状
の間隙が創出される状態で、ロータ部材を前記中空のス
テータ部材内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚
体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを有
し、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ステータポンプ部分及びロータポンプ部分を通
して血液をポンピングするために前記ロータ部材をステ
ータ部材に関して磁気的に回転させる磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを有し、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働してロータ部材をステータ部材内で軸線方向に磁
気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 を含む請求項４０のシステム。 - 【請求項４２】 流量制御体が、血液ポンプによる補助
を受ける心室に取り付け自在の心臓測定部材を更に含
み、 該心臓測定部材が、前記心室の膨張及び収縮の少なくと
も一方を測定し、 前記流量制御体が、該測定値を使用して血液ポンプの前
記流量を制御する請求項４０のシステム。 - 【請求項４３】 流量が脈動性の流動である請求項４２
のシステム。 - 【請求項４４】 心臓測定装置が、相対的にピボット運
動する一対のアームを有する心臓キャリパーを更に含
み、 前記各アームが、前記心室の外側表面に装着し得る一端
と、ピボット位置に結合された他端とを有し、 角度測定装置が、各前記アーム間の角度位置の変化を測
定する請求項４２のシステム。 - 【請求項４５】 角度測定装置が、各アーム間の角度位
置の変化を測定する 電子式の渦電流位置センサを含んで
いる請求項４４のシステム。 - 【請求項４６】 心臓測定部材が、心室の全体的に対向
する各側に位置決めされた一対の超音波変換器を含み、
該超音波変換器が、超音波のパルスが一対の超音波変換
器間を移動するに要した時間に基づいて心室の半径方向
寸法を計測する請求項４２のシステム。 - 【請求項４７】 一対の血液ポンプを含み、各血液ポン
プが心臓の心室の補助及び代替の少なくとも一方を行う
人工心臓装置であって、 内側壁部分とステータポンプ部分とを有する中空のステ
ータ部材と、 外側壁部分とロータポンプ部分とを有し、前記中空のス
テータ部材内で回転するために前記中空のステータ部材
内に配置されたロータ部材と、 前記中空のステータ部材により担持されたステータ磁石
部分と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石
部分とを有し、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分と
が協働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状
の間隙が創出される状態で、ロータ部材を前記中空のス
テータ部材内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚
体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを有
し、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ステータポンプ部分及びロータポンプ部分を通
して血液をポンピングするために前記ロータ部材をステ
ータ部材に関して磁気的に回転させる磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを有し、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働してロータ部材をステータ部材内で軸線方向に磁
気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 から成る人工心臓装置。 - 【請求項４８】 患者に移植することのできる血液ポン
プ装置であって、 内側壁部分とステータポンプ部分とを有する中空のステ
ータ部材と、 外側壁部分とロータポンプ部分とを有し、前記中空のス
テータ部材内で回転す るために前記中空のステータ部材
内に配置されたロータ部材と、 前記中空のステータ部材により担持されたステータ磁石
部分と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石
部分とを有し、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分と
が協働して、前記ロータ部材とステータ部材との間に環
状の間隙が創出される状態で、前記ロータ部材を半径方
向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを有
し、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ステータポンプ部分及びロータポンプ部分を通
して血液をポンピングするために前記ロータ部材をステ
ータ部材に関して磁気的に回転させる磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを有し、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働してロータ部材をステータ部材内で軸線方向に磁
気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 から成る血液ポンプ装置。 - 【請求項４９】 ロータ部材をステータ部材に関して定
義された設定点位置に維持するためにローレンツ力軸線
方向支承体を制御する軸線方向位置制御体を更に含んで
いる請求項４８の装置。 - 【請求項５０】 ステータ部材により担持されたステー
タセンサ部分と、ロータ部材により担持されたロータセ
ンサ部分とを有する軸線方向位置センサにして、前記ス
テータセンサ部分とロータセンサ部分とが協働してステ
ータ部材に関するロータ部材の軸線方向位置を検出する
請求項４９の装置。 - 【請求項５１】 ローレンツ力軸線方向支承体が、ロー
タ部材をステータ部材に関して軸線方向に偏倚させるた
めの偏倚手段を更に含んでいる請求項５０の装置。 - 【請求項５２】 偏倚手段が双方向的な偏倚手段である
請求項５１の装置。 - 【請求項５３】 軸線方向位置制御体が、ステータ部材
に関して定義された設定点位置を変化させ、偏倚手段を
制御することにより、前記変化させた設定点 位置に対応
してロータ部材を軸線方向に偏倚させる請求項５２の装
置。 - 【請求項５４】 ステータ部材に関して定義された設定
点位置が、ロータ部材に加えられる定常状態の軸線方向
負荷が、磁気浮揚体の発生する固有の軸線方向力によっ
て少なくとも部分的に相殺される位置に相当しそれによ
り、ローレンツ力軸線方向支承体で消費される電力が減
少される請求項５３の装置。 - 【請求項５５】 軸線方向位置制御体が、ローレンツ力
軸線方向支承体における正味の正の電流流れを検出し、
検出した正味の正の電流流れに応じて、ステータ部材に
関して定義された設定点位置を、ローレンツ力軸線方向
支承体における電流流れが全体的に最小である設定点位
置に向けて変化させ且つローレンツ力軸線方向支承体の
偏倚手段を該設定点に軸線方向に偏倚させるべく制御す
る請求項５４の装置。 - 【請求項５６】 患者に移植することのできる血液ポン
プ装置であって、 ステータ部材と、 該ステータ部材内で回転するために該ステータ部材内に
配置されたロータ部材と、 前記ステータ部材により担持されたステータ磁石部分
と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石部分
とを含み、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分とが協
働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状の間
隙が創出される状態で、前記ロータ部材を前記ステータ
部材内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを含
み、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ロータ部材をステータ部材に関して磁気的に回
転させることにより、前記血液ポンプ装置を通して血液
をポンピングする磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを含み、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働して、ステータ部材内でロータ部材を軸線方向に
磁気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 を含む血液ポンプ装置。 - 【請求項５７】 ロータ部材をステータ部材に関して定
義された設定点位置に維持するためにローレンツ力軸線
方向支承体を制御する軸線方向位置制御体を更に含んで
いる請求項５６の装置。 - 【請求項５８】 ステータ部材により担持されたステー
タセンサ部分を有し、ステータ部材に関するロータ部材
の軸線方向位置を検出するための軸線方向位置センサを
含んでいる請求項５７の装置。 - 【請求項５９】 ローレンツ力軸線方向支承体が、ロー
タ部材をステータ部材に関して軸線方向に偏倚させるた
めの偏倚手段を更に含んでいる請求項５８の装置。 - 【請求項６０】 偏倚手段が双方向的な偏倚手段である
請求項５９の装置。 - 【請求項６１】 患者に移植することのできる血液ポン
プ装置であって、 ステータ部材と、 該ステータ部材内で回転するために該ステータ部材内に
配置されたロータ部材と、 前記ステータ部材により担持されたステータ磁石部分
と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石部分
とを含み、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分とが協
働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状の間
隙が創出される状態で、前記ロータ部材を前記ステータ
部材内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを含
み、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ロータ部材をステータ部材に関して磁気的に回
転させることにより、前記血液ポンプ装置を通して血液
をポンピングする磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを含み、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働して、ステータ部材内でロータ部材を軸線方向に
磁気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 ロータ部材をステータ部材に関して定義された設定点位
置に維持するためにローレンツ力軸線方向支承体を制御
する軸線方向位置制御体と、 ステータ部材により担持されたステータセンサ部分を有
し、ステータ部材に関するロータ部材の軸線方向位置を
検出するための軸線方向位置センサと、 ローレンツ力軸線方向支承体が、ステータ部材内でロー
タ部材を軸線方向に偏倚させるための、双方向的な偏倚
手段と、 を含み、 前記軸線方向位置制御体が、前記設定点位置を変化さ
せ、且つ、該変化させた設定点位置に応じて前記ロータ
部材を軸線方向に偏倚させるために前記双方向的な偏倚
手段を制御するようにした血液ポンプ装置。 - 【請求項６２】 ステータ部材に関して定義された設定
点位置が、ロータ部材に加えられる定常状態の軸線方向
負荷が、磁気浮揚体の発生する固有の軸線方向力によっ
て少なくとも部分的に相殺される位置に相当しそれによ
り、ローレンツ力軸線方向支承体で消費される電力が減
少される請求項６１の装置。 - 【請求項６３】 軸線方向位置制御体が、ローレンツ力
軸線方向支承体における正味の正の電流流れを検出し、
検出した正味の正の電流流れに応じてステータ部材に関
して定義された設定点位置を、ローレンツ力軸線方向支
承体における電流流れが全体的に最小である設定点位置
に向けて変化させ、また、ロータ部材を、該ローレンツ
力軸線方向支承体における電流流れが全体的に最小であ
る設定点位置に向けて軸線方向に偏倚させるために偏倚
手段を制御する請求項６１の装置。 - 【請求項６４】 磁気駆動体が、コアレスの電機子を有
するスロットレスのブラシレスＤＣモータを含んでいる
請求項５６の装置。 - 【請求項６５】 患者に移植することのできる血液ポン
プ装置であって、 ステータ部材と、 該ステータ部材内で回転するために該ステータ部材内に
配置されたロータ部材と、 前記ステータ部材により担持されたステータ磁石部分
と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石部分
とを含み、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分 とが協
働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状の間
隙が創出される状態で、前記ロータ部材を前記ステータ
部材内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを含
み、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ロータ部材をステータ部材に関して磁気的に回
転させることにより、前記血液ポンプ装置を通して血液
をポンピングする磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを含み、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働して、ステータ部材内でロータ部材を軸線方向に
磁気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 血液の逆流を防止するための人工心臓弁アセンブリにし
て、ステータポンプ部分と循環システムとの間に作動上
結合された人工心臓弁アセンブリと、 を含む血液ポンプ装置。 - 【請求項６６】 人工心臓弁アセンブリがソレノイド作
動弁である請求項６５の装置。 - 【請求項６７】 患者に移植することのできる血液ポン
プ装置であって、 ステータ部材と、 該ステータ部材内で回転するために該ステータ部材内に
配置されたロータ部材と、 前記ステータ部材により担持されたステータ磁石部分
と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石部分
とを含み、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分とが協
働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状の間
隙が創出される状態で、前記ロータ部材を前記ステータ
部材内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを含
み、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ロータ部材をステータ部材に関して磁気的に回
転させることによ り、前記血液ポンプ装置を通して血液
をポンピングする磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを含み、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働して、ステータ部材内でロータ部材を軸線方向に
磁気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 血液ポンプ装置への血液の流量を制御するための流量制
御体と、 を含んでいる血液ポンプ装置。 - 【請求項６８】 流量制御体が、血液ポンプによる補助
を受ける心室に取り付け自在の心臓測定部材を更に含
み、 該心臓測定部材が、前記心室の膨張及び収縮の少なくと
も一方を測定し、 前記流量制御体が、該測定値を使用して血液ポンプの前
記流量を制御する請求項６７の装置。 - 【請求項６９】 流量が脈動性の流動である請求項６７
の装置。 - 【請求項７０】 心臓測定装置が、相対的にピボット運
動する一対のアームを有する心臓キャリパーを更に含
み、 前記各アームが、前記心室の外側表面に装着し得る一端
と、ピボット位置に結合された他端とを有し、 角度測定装置が、各前記アーム間の角度位置の変化を測
定する請求項６８の装置。 - 【請求項７１】 角度測定装置が、各アーム間の角度位
置の変化を測定する電子式の渦電流位置センサを含んで
いる請求項６９の装置。 - 【請求項７２】 心臓測定部材が、心室の全体的に対向
する各側に位置決めされた一対の超音波変換器を含み、
該超音波変換器が、超音波のパルスが一対の超音波変換
器間を移動するに要した時間に基づいて心室の半径方向
寸法を計測する請求項６８の装置。 - 【請求項７３】 一対の血液ポンプを含み、各血液ポン
プが心臓の心室の補助及び代替の少なくとも一方を行う
人工心臓装置であって、 ステータ部材と、 回転するために前記ステータ部材に隣り合って配置され
たロータ部材と、 前記ステータ部材により担持されたステータ磁石部分
と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石部分
とを有し、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分とが協
働して、前記内側壁部分と外側壁部分との間に環状の間
隙が創出される状態で、ロータ部材を前記ステータ部材
内で半径方向に磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを有
し、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ステータポンプ部分及びロータポンプ部分を通
して血液をポンピングするために前記ロータ部材をステ
ータ部材に関して磁気的に回転させる磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを含み、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働して、ステータ部材内でロータ部材を軸線方向に
磁気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 から成る人工心臓装置。 - 【請求項７４】 患者に移植することのできる血液ポン
プ装置であって、 ステータ部材と、 回転するために前記ステータ部材に隣り合って配置され
たロータ部材と、 前記ステータ部材により担持されたステータ磁石部分
と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石部分
とを有し、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分とが協
働して、前記ロータ部材とステータ部材との間に環状の
間隙が創出される状態で、前記ロータ部材を半径方向に
磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを有
し、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ステータポンプ部分及びロータポンプ部分を通
して血液をポンピングするために前記ロータ部材をステ
ータ部材に関して磁気的に回転させる磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを有し、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働してロータ部材をステータ部材内で軸線方向に磁
気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 から成る血液ポンプ装置。 - 【請求項７５】 ロータ部材をステータ部材に関して定
義された設定点位置に維持するためにローレンツ力軸線
方向支承体を制御する軸線方向位置制御体を更に含んで
いる請求項７４の装置。 - 【請求項７６】 ステータ部材により担持されたステー
タセンサ部分を有し、ステータ部材に関するロータ部材
の軸線方向位置を検出する軸線方向位置センサを含んで
いる請求項７５の装置。 - 【請求項７７】 ローレンツ力軸線方向支承体が、ロー
タ部材をステータ部材に関して軸線方向に偏倚させるた
めの偏倚手段を更に含んでいる請求項７６の装置。 - 【請求項７８】 偏倚手段が双方向的な偏倚手段である
請求項７７の装置。 - 【請求項７９】 患者に移植することのできる血液ポン
プ装置であって、 ステータ部材と、 回転するために前記ステータ部材に隣り合って配置され
たロータ部材と、 前記ステータ部材により担持されたステータ磁石部分
と、前記ロータ部材によって担持されたロータ磁石部分
とを有し、該ステータ磁石部分とロータ磁石部分とが協
働して、前記ロータ部材とステータ部材との間に環状の
間隙が創出される状態で、前記ロータ部材を半径方向に
磁気的に浮揚させる磁気浮揚体と、 ステータ部材により担持されたステータモータ部分と、
ロータ部材により担持されたロータモータ部分とを有
し、該ステータモータ部分及びロータモータ部分が協働
して前記ステータポンプ部分及びロータポンプ部分を通
して血液をポンピングするために前記ロータ部材をステ
ータ部材に関して磁気的に回転させる磁気駆動体と、 ステータ部材により担持されたステータ軸線方向支承体
部分と、ロータ部材に より担持されたロータ軸線方向支
承体部分とを有し、該ステータ軸線方向支承体部分及び
ロータ部材により担持されたロータ軸線方向支承体部分
が協働してロータ部材をステータ部材内で軸線方向に磁
気的に支持するローレンツ力軸線方向支承体と、 ロータ部材をステータ部材に関して定義された設定点位
置に維持するためにローレンツ力軸線方向支承体を制御
する軸線方向位置制御体と、 ステータ部材により担持されたステータセンサ部分を有
し、ステータ部材に関するロータ部材の軸線方向位置を
検出する軸線方向位置センサと、 を含み、 ローレンツ力軸線方向支承体が、ステータ部材内でロー
タ部材を軸線方向に偏倚させるための、双方向的な偏倚
手段を更に含み、 軸線方向位置制御体が、前記設定点位置を変化させ、且
つ、該変化させた設定点位置に応じて前記ロータ部材を
軸線方向に偏倚させるために前記双方向的な偏倚手段を
制御するようにした血液ポンプ装置。 - 【請求項８０】 ステータ部材に関して定義された設定
点位置が、ロータ部材に加えられる定常状態の軸線方向
負荷が、磁気浮揚体の発生する固有の軸線方向力によっ
て少なくとも部分的に相殺される位置に相当しそれによ
り、ローレンツ力軸線方向支承体で消費される電力が減
少される請求項７９の装置。 - 【請求項８１】 軸線方向位置制御体が、ローレンツ力
軸線方向支承体における正味の正の電流流れを検出し、
検出した正味の正の電流流れに応じて、ステータ部材に
関して定義された設定点位置を、ローレンツ力軸線方向
支承体における電流流れが全体的に最小である設定点位
置に向けて変化させ且つローレンツ力軸線方向支承体の
偏倚手段を該設定点に軸線方向に偏倚させるべく制御す
る請求項８０の装置。
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