[go: up one dir, main page]
More Web Proxy on the site http://driver.im/

JPS61232859A - 医用ポンプ装置 - Google Patents

医用ポンプ装置

Info

Publication number
JPS61232859A
JPS61232859A JP60071997A JP7199785A JPS61232859A JP S61232859 A JPS61232859 A JP S61232859A JP 60071997 A JP60071997 A JP 60071997A JP 7199785 A JP7199785 A JP 7199785A JP S61232859 A JPS61232859 A JP S61232859A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
time
blood flow
signal
artery
reconstructed
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP60071997A
Other languages
English (en)
Inventor
潔 井口
岡留　健一郎
武藤　庸一
河合　義雄
小沼　忠
白神　俊美
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Kureha Corp
Original Assignee
Kureha Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Kureha Corp filed Critical Kureha Corp
Priority to JP60071997A priority Critical patent/JPS61232859A/ja
Priority to EP19860902475 priority patent/EP0217964A4/en
Priority to AU56642/86A priority patent/AU573438B2/en
Priority to PCT/JP1986/000163 priority patent/WO1986005697A1/ja
Publication of JPS61232859A publication Critical patent/JPS61232859A/ja
Priority to US07/220,990 priority patent/US5006111A/en
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/20—Type thereof
    • A61M60/247—Positive displacement blood pumps
    • A61M60/253—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood
    • A61M60/268—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders
    • A61M60/274—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders the inlet and outlet being the same, e.g. para-aortic counter-pulsation blood pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/30—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output
    • A61M60/35—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output for specific surgeries, e.g. for Fontan procedure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/424—Details relating to driving for positive displacement blood pumps
    • A61M60/427—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic
    • A61M60/43—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic using vacuum at the blood pump, e.g. to accelerate filling
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/424—Details relating to driving for positive displacement blood pumps
    • A61M60/427—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic
    • A61M60/435—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic with diastole or systole switching by valve means located between the blood pump and the hydraulic or pneumatic energy source
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/515—Regulation using real-time patient data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/515—Regulation using real-time patient data
    • A61M60/523—Regulation using real-time patient data using blood flow data, e.g. from blood flow transducers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
    • A61M60/546—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current of blood flow, e.g. by adapting rotor speed
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/585—User interfaces
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3303—Using a biosensor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/04—Heartbeat characteristics, e.g. ECG, blood pressure modulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
    • A61M60/148—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel in line with a blood vessel using resection or like techniques, e.g. permanent endovascular heart assist devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
    • A61M60/89—Valves
    • A61M60/892—Active valves, i.e. actuated by an external force

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)

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］ 本発明は自然血流に重畳して脈動的血流を付与するよう
に構成された医用ポンプ装置に係り、より詳細には四肢
動脈等の末梢側動脈のｒ！ｌ塞に対してバイパス術によ
って再建１ノだ動脈の予後改善に有効な新規な医用ポン
プ装置に係る。
近年、種々の原因による動脈硬化性疾患の増加とともに
動脈ｒＪｌ塞（症）が成人病の一つとして問題になって
いる。この動脈閉塞に対する治療法として、閉塞血管部
分を自家静脈又はポリ四フッ化エチレンなどからなる人
：［血管でバイパスさせることによって血流を回復させ
るいわゆるバイパス術が血管外科の進歩・普及に伴なっ
て一般化している。
このバイパス術は、腹部大動脈、腸骨動脈では好結果に
なっている。
しかし乍ら、大腿動脈及びこれより末梢側の動脈では、
術後約４８時間以内程度の早期に再建動脈がｒｆ１塞さ
れる早期開基の症例、又は術後６ケ月乃至３年程度の間
に再建動脈が閉塞される晩期閉塞の症例が多々みられ、
バイパス術の信頼性が必ずしも十分でない。
一方、早期閉塞を生じる症例及び晩ｍ閉塞を生じ易い症
例と再建動脈の近傍における術後の血流速度波形（血流
速度の時間変化）との関係が最近明らかにされた。
すなわち、第１図（ａ）、（ｂｌ、（ｃ）、（ｄ）、（
ｅ）　ニ示す五つの血流波形０．　Ｉ、　Ｉｔ、　１［
［、ＩＶ’（夫々のグラフにおいて横軸は時間ｔ、縦軸
はドツプラー効果を利用して測定した血流速度Ｓに対応
している）のうち、第１図（ｄ）、　（Ｇ）に示す波形
■、■は早期閉塞を生じる症例に、また第１図（Ｃ）に
示す波形■は晩期閉塞を生じる症例に相関しており、第
１図（ａ）、　（ｂ）に示す波形０．Ｉは予後閉塞を生
じる虞れが比較的少ない症例に対応することが明らかに
されている。
従って、吻合部狭窄や予期しない狭窄病変の介在が原因
となることが解明されている早期閉塞に対しては、再建
動脈の近傍における術後の血流波形が■又は■の場合に
直ちに原因病変を探し修復再建することにより対処し得
る。
［発明が解決しようとする問題点］ しかし乍ら、例えば第１図（Ｃ）に示すタイプ■の血流
波形のものの約半数が該当することになることが統計的
に確認されているものの、その原因が解明されていない
晩ＩＩ閉塞の場合、適切な予防策が確立されていなかっ
た。
［問題点を解決するための手段］ 前記した問題点を解決すべく、本発明者等は、バイパス
術後の再建動脈の予後改善について鋭意研究を続けた結
果、再建動脈近傍における再建術直後の自然血流波形が
晩１ｆｌＩＩＨ塞をおこす虞れのある異常波形を示す場
合でも、血流波形が実質的に正常血流波形（第１図（ａ
）のタイプＯ）となるように所定１１ｉｉｌ脈動を強制
的に付加することにより、術後再建動脈の開存率を大巾
に高め得ることを見い出し、本発明を完成させるに至っ
た。
本発明は前記知見に基づいてなされたものであり、その
目的とするところは、再建術後の再建動脈に晩期閉塞が
生じる虞れを抑制し得、再建動脈の開存率を高め得る医
用ポンプ装置を提供することにある。
本発明によれば、前記した目的は、バイパス術後の再建
動脈近傍にｎ　ＣＪる血流波形の正常血流波形からのズ
レを補償すべく前記再建Ｕ脈の近傍に血液の脈動を付加
するように構成された医用ポンプ装置によって達成され
る。
１作用及び効果コ 以上の如く構成された本発明の医用ポンプ装置を再建術
直後に異常血流波形が検出された再建動脈近傍に対して
例えば２週間〜１ケ月程度適用した場合、前記知見に従
って再建動脈の開存率が高められ得る。
次に本発明による好ましい一興体例の医用ポンプ装置を
第２図及び第３図に基づいて説明する。
第３図において、１は心臓、２は動脈、３は再建動脈で
ある。４は検出部５及び増幅部６からなる心電側であり
、心電計４からは第２図（ａ）　Ｃ示されるようにＲ波
を含み心拍に対応する波形信号７が出される。二つのＲ
波の間隔Ｔ。は動物種及び代ｍ（運動状態）Ｗに依存し
ている。尚、心拍に同期した音響信号、圧力信号、又は
電気信号筈を検出し同期信号として出力し得るならば、
心電計４のかわりに心音計等を用いてもよい。また、心
電計４のかわりに、再建動脈３よりも上流側の動脈部に
おける心拍に同期した血流変化を検出する血流削を用い
てもよい。
８は心電計４から信号１を受は取っており、心室筋の収
縮及び身体各所への動脈２を介する血液の送出に対応す
るＲ波のピークの時点ｔ。。
ｊ□＋Ｔ□、・・・・・・に駆！ｌＪ信号９を発生する
トリガ回路である。
１０は血流計であり、血流計１０は、再建動脈３の上流
側３Ｃ又は下流側３ｂで再建動脈３の近傍３ａにおける
動脈中の血流波形乃至血流速度Ｓを検出する検出部１１
と検出部１１で検出された信号を増幅して出力する増幅
部１２とからなる。血流計１０は再建動脈３の近傍３ａ
における血行動態を把握できるものであれば、その原理
、形式はいかなるものでもよく、超音波ドツプラー法を
利用したもの又は電磁流量計等を例示し得る。
再建動脈３の再建が好ましくなされた場合、（又は再建
動脈部３が正常であった場合）には、血流計１０から出
されるべぎ信号Ｓの形は第２図（Ｃ）（第１図（ａ）と
同じ）に示される如ぎものＳ　である。この正常血流波
形信号Ｓ０は、再建動脈部３の心臓１からの距離及び心
＠ｉの拍動速度（数）によって規定される時間Ｔ１だけ
遅れた時点１　　（−１゜十Ｔ１）から立ち上がり、心
臓１の収縮弛緩運動に対応して、時間（１２−１１）の
間増加して時点ｔ２においてピークに達し、時間（１３
−１２）の間減少して時刻ｔ３において零に落ち、時間
（ｔ４−ｔ３　＞の間道流が生起・増大して時点ｔ４に
おいて逆方向のピークに達し、その後ゆっくりと減衰し
てほぼ時点ｔ５において零になるような形をしている。
この第２図（Ｃ）に示す正常血流波形信＠ｓｏは記憶器
１３に保持されている。
再建術後の状態が必ずしも良好とはいえず、晩期ｍ憲の
虞れがある場合、再建動脈３の近傍３ａの血流計１０か
ら出力される血流波形信号ｓの形は第２図（ｂ）（典型
的には第１図（Ｃ）で示されるタイプ■に一致しており
、場合によっては、第１図（ｂ）又は（ｄ）で示される
タイブエ又は■に近く判定が難しい場合もほぼ同様であ
る）に符号Ｓ１で示される如きものとなる。
信号Ｓ　はその立ち上がり時点ｔ１及びピーク到達時点
ｔ　が信号Ｓ。の場合と一致しているけれども、時点ｔ
　〜時点ｔ５の間に逆流域１４がない点、及び時点ｔ１
〜時点１６　＜はぼ時点ｔ３と一致）の間の順方向流量
が正常な信号Ｓ。の場合よりも小さい点で正常血流波形
信号Ｓｏとは異なっている。
１５は比較器であり、比較器１５は、駆動信号９を受は
取った後所与の遅延時間Ｔ１の経過後で且つ信号Ｓが血
流計１０から与えられる間、血流計１０からの検出信号
Ｓと記憶器１３からの基準信号Ｓｏとの差Ｄ・・Ｓ−Ｓ
　ｏを求め、例えば血流計１０からの信号Ｓが異常血流
波形信号Ｓ１である場合差信号りとして第２図（ｄ）に
符号Ｄ１　　（−８１３□　）で示す如き信号を出力す
る。
１６はポンプ駆動回路、１７は液の出入口−？ａが単一
である脈動ポンプ、１８はポンプ１７の単一・の出入口
１７ａと再建動脈３の近傍［３ａとを接続するカテーテ
ルであり、ポンプ駆動回［１６は差信号りに基づき、差
りを補償するようにすなわち差りが小さくなるようにポ
ンプ１７を駆動してカテーテル１８を介して再建動脈３
の近傍領域３ａに脈動を付加する。
尚、カテーテル１８及びポンプ１７の内部には血液凝固
阻止剤添加の生理食塩水が満たされている。ポンプ１７
は応答速度が高く、漏洩及び流量変化の少ないものが好
ましい。
第３図の如く、カテーテル１８を再建動脈部３の下流側
３ｂに接続している場合、例えばＤ＜Ｏである時間１　
−１　　ではカテーテル１８を介して吸引を行ない、Ｄ
〉０である時＋ｆｆｉ　ｔ　　〜ｔ５ではカテ−チル１
８を介して吐出を行なう。一方、カテーテル１８を再建
動脈部３の上流側３ｃに接続している場合には、例えば
時間ｔ１〜ｔ６では吐出を行ない、時間ｔ６〜ｔ５では
吸引を行なう。
以上のポンプ装置１９による処置を患者に対して、永久
的に行なう必要はなく、通常術後２ＩＡ間乃至１ケ月程
度の間行なえばよい。
尚、ポンプ装置１９において、比較器１５又は差信号発
生器１５ａ等をマイクロプロセツサ等により形成してコ
ンピュータ制御するようにしてもよい。
又、場合によっては比較器を用いず、血流波形を監視し
ながら手動で動作乃至操作パラメータを設定し正常血流
波形からのズレを補償することもできる。
差信号発生器１５ａを用いる場合、後述の各種のパラメ
ータをキーボード又はライトペン等で入力するようにし
ても、操作パラメータの値をリアルタイムで表示するよ
うにしても、流量計１０で時々（例えば拍動数に変化が
生じる毎に）流量パターンすなわち血流波形を検出し、
操作パラメータを自動的に修正するようにしてもよい。
以上において、ポンプ１７によって脈動を与えていない
場合に血流計１０で検出される血流波形Ｓ１は実際上時
間的にほとんど変動しない故、血流計１０、正常波形記
憶器１３及び比較器１５を必ずしも設けておく必要はな
い。特定の再建動脈３の近傍３ａにおいて、術後、一旦
、血流波形Ｓ１を検出し、差信号波形Ｄ１を求めた後は
、差信号波形Ｄ１を差信号発生器１５ａに保持させてお
き、駆動信号９に同期して（時間Ｔ１の遅延をもって）
差信号りを差信号発生器１５ａから発生させるようにす
ればよい。
また、差信号発生器１５ａ又は比較器１５は必ずしも差
りに一致するパターンを与える必要はない。
すなわち、再建動脈３の近傍の動脈部３ａの弾力性、及
びポンプ１７の応答遅れ特性等を考慮した場合、例えば
第２図（０）に示す如く、時間ｉ　　−ｊ２　　（Ｄｌ
が負方向に増大している期間）の聞及び時間ｔ　（又は
ｔ３）〜ｔ４　（Ｄｌが正方向に増大している期間）の
間、はぼににＤ１なる流量の吐出（吸引）及び吸引（吐
出）を行なわせる信号Ｋを駆動回路１６に与えるように
してもよい。尚この場合、Ｋ　の時間変化はＤｌとは異
なっていても実用上差しつかえない。カテーテル１Ｂを
介しての吐出（吸引）及び吸引（吐出）ｆｆｉは異なっ
ても良いが同量とする場合、第２図（Ｑ）のに、に３に
よって規定される面積流量Ｖ１゜■２を同一に設定する
か、またはｔ１≦ｔ≦ｔ３の圓に流ｆｌｉｖ１に対応す
る量の吸引（吐出）を行ない、ｔ３≦１＜１５又は次の
心拍時間内に流量■２に対応する量の吐出（吸引）を行
なうなど、そのパターンはＤｌ又はに２．に３とは異な
っていてもよい。
尚、時点ｔ０に対する時点１１，１２，１３゜ｔ　（す
なわち時間−ｒ　　＝ｔ　　−ｔ　　、時間Ｔ　　−ｔ
　　−ｔ　　、時間Ｔ　　−ｔ　　−ｔ　　、時間Ｔ５
−ｔ４−ｔ３）及び面積流ｌｖ、ｖ　　が所与のものに
なる差信号発生器１５ａでは、時間Ｔ１゜Ｔ３．Ｔ４．
Ｔ５及び面積流量ｖ　　、ｖ　　が設定可能換言すれば
可変であることが好ましい。これらの動作乃至操作パラ
メータＴ　　、Ｔ３．Ｔ４゜Ｔ５　、Ｖ　　、Ｖ２は、
再建術後、血流波形を観測して異常血流波形Ｓ１を検出
した場合に、基準となる正常血流波形Ｓ。どの比較の上
求めて、差信号発生器１５ａに初期設定するようにすれ
ばよい。
パラメータＴ１．Ｔ３．Ｔ４．Ｔ５．ｖｌ。
ｖｌの可変調整範囲は例えば以下のとおりである。
標準心拍数が約１２０回／分の雑種成人について該成人
の心臓から約４０ａＲ離れた血流測定部で測定したとこ
ろ、Ｔ　　＝　ｉ　　　ｊ　０２１４０１１１ＳｅＣ，
Ｔ３＝１２−１１ユ５０　ｌ１ｌｓｅｃ　、　Ｔ４−　
ｔ３−　ｔ２二４０１１１ｓｅｃ　、　Ｔ　５　＝　ｉ
　４ｉ　３ｚ６０１１１ＳＯＣであった。
この成人について薬剤注射により心拍数を約１６０回／
分に上昇させた場合、Ｔ’１２１２０　ｒｉｓｅｃとな
り、Ｔ１が約２０　ｍ５ｅｃ小さくなったが、Ｔ３．Ｔ
４゜Ｔ５は不変であった。
このテスト結果からも明らかなとおり、遅延時間Ｔ１は
拍動数に依存してかなり変化するが、心臓の拍動周期以
下故、生体の心拍数を６０〜２００回／分と仮定すれば
０〜１０００　ｍ５ｅｃ程度の範囲で可変であればよい
。
一方、Ｔ３．Ｔ４．Ｔ５は心臓の収縮、弛緩の固有運動
に由来しているので装置が動物種にかかねらず汎用的に
利用され得るようにする場合でも、０〜５００　ｍ５ｅ
ｃの範囲での可変設定が一般的である。
吸引乃至送出量ｖ　　、ｖ２　　（ｖに■２）は、異常
血流波形と正常血流波形とのズレの大きさに関連した量
であり、バイパス術を施す部位が動脈の中でも末梢に近
い部位の場合血流量が元々少ない故、Ｖ　　、Ｖ２は比
較的小さくてよく、成人で平均０．３ｃｒｉ程度、成人
で平均３−程度であり、多少の余裕を見込んでも最大１
０ｃＩｉ以下でよい。
尚、パラメータＴ１　、　Ｔ３　、　Ｔ４　、　Ｔ５　
、　Ｖｌ　。
ｖ２の可変調整範囲が上記のものより広くてもよい。
次に、本発明による変形例の医用ポンプ装Ｖ１２０を第
４図に基づいて説明する。第４図の装［２０の要素中、
第３図の装置１９の要素と同様な要素には同様な符号を
付しである。
第４図中、２１．２２は遅延回路であり、遅延回路２１
．２２は、心電計４からの拍動信＠７中のＲ波のピーク
に一致してトリガ回路８からトリガ信号９を受は取る毎
に、信号９の受は取り時点ｔ０から夫々大きさの調整可
能な時間Ｔ１．Ｔ２　（−ｔ３−ｔｏ）遅れた時点ｔ１
　（−ｔ。＋Ｔ１）、ｔ３又は１６　（−１゜＋Ｔ２）
から夫々のゲート２３．２４毎に大きさの調整可能な時
間Ｔ３（−ｔ２−ｔｌ）　、Ｔ５　（＝ｔ４−ｔ３二ｔ
４−Ｔ６’）の量大々のゲート２３．２４を開くような
ゲート制御信号Ａ、Ａ２を発する。
２５は調整可能な所与のパルス間隔でパルス信号Ｂ１及
びＢ２を発生するパルス信号発生器であり、ゲート２３
に与えられているパルス信１：ｌ　Ｂ１は時点ｔ　から
時点ｔ２までの時間Ｔ３の間リニア・ステツブモータ２
６を後進（Ｄ方向）させる信号を駆動回路１６からモー
タ２６に与えるように駆動回路１６の後進駆動信号発生
用人力２７に与えられ、ゲート２４に与えられているパ
ルス信号Ｂ２は時点ｔ６から時点ｔ　までの時間Ｔ５の
間リニア・ステップモーり２６を前進（Ｅ方向）させる
信号を駆動回路１６から与えるように駆動回路１６の前
進駆動信号発生用入力２８に与えられる。この例では、
差信号発生器１５ａは、遅延回路２１．２２、ゲート２
３．２４、及びパルス信号発生器２５からなる。
カテーテル１８が第３図と同様に再建動脈３の下流側３
ｂに接続されている場合、リニア・ステップモータ２６
が後進駆動せしめられるとリニア・ステップモータ２６
はモータレール台３０の上をＤ方向に移動し、外筒乃至
中空シリンダ部３２が支持台３３に固定された注射器状
ポンプ３４の内筒乃至内側プランジャ部３５も中空シリ
ンダ部３２に対してＤ方向に変位せしめられる。従って
再建動脈３の下流［３ｂからカテーテル１８に血液が吸
い込まれる。
一方、リニア・ステップモータ２６が前進駆動せしめら
れると、リニア・ステップモータ２６はＥ方向に移動し
、これと一体のプランジャ部３５がＥ方向に変位せしめ
られ、カテーテル１８から再建動脈３の下流域３ｂに血
液が戻される。
尚、この装置２０の場合、パルス発生器２５からのパル
スの繰り返し周波数又は注射器３４の径を変えることに
よって、■　、■２を調整し得る。
前記装置ではリニア・パルスモータにより直接前後運動
を得ているが、この代わりに（通常の回転型）ステッピ
ングモータとり一ドねじの組合せ等により前後運動を捧
る方式でもよい。
第５図には別の変形例の医用ポンプ装置４ｏが示されて
いる。第５図のポンプ装ｒ！１４０において、第３図乃
至第４図のポンプ装ｖ１１９乃至２ｏの要素と同様な要
素には同様な符号が付されている。
第５図のポンプ装［４０では、外＠３２に対する内筒３
５のり、Ｅ方向の運動制御は、ステップモータ２６の出
力軸４１に連結されたカム板４２のカム面４３にフラン
ジ４４．４５間の圧縮バネ４６によって外筒３５の端部
フランジ４５のカム従節突起４７を圧接させておくこと
によって行なっている。このカム装置では、カム板４２
がＧ方向に回転する際、部位Ｇ１．Ｇ２間のカム面４３
ａが突起４７に接している間内筒３５をＥ方向に押圧変
位させ、部位Ｇ２．Ｇ３間の径一定のカム面４３ｂが突
起４７に接している間内筒３５のり、Ｅ方向変位を停止
させ、部位Ｇ３．Ｇ４間のカム面４３Ｃが突起４７に接
している間バネ４６の伸張力によって内筒３５をＤ方向
に戻させる。このカム板４２はカテーテル１８が再建動
脈３の上流側３０に接続される場合に用いられる。（管
１８が再建動脈３の下流側３ｂに接続される場合には、
部位Ｈ４から部位Ｈ１の間で一定の径Ｒ１であり、部位
Ｈ２から部位Ｈ３の間で一定の径Ｒ２（＜Ｒ１）であり
、部位Ｈ１，Ｈ２間及び部位８３．８４間の夫々で径が
単調に変化している第６図の如ぎカム板４８をカム板４
２のかわりに用いればよい。）ポンプ装置４０において
、４９はパルス発生器２５からのパルスＢの発生周波数
Ｂｆを設定する周波数設定器であり、５０はトリガ回路
８からトリガ信号９が与えられる毎にその後所与の時間
゛「。
（（ｔ５−ｔＯ）＜Ｔ、＜Ｔｏ）の開局波数Ｂ。
のパルス信号Ｂの通過を許容するゲート回路である。５
１はカム板４２の初期位！ｉＧｏを設定する初期位置設
定器である。
５２はステップモータ２６の駆動回路であり、駆動回路
５２は、まず設定器５１で規定される部位Ｇ。が突起４
７に当接する位置にｈム板４２を位置設定する。
時刻１０において心電計４からＲ波のピークを示す信号
が与えられると、トリガ回路８が作動され、以後時間Ｔ
ａの間ゲート回路５０を通って周波数Ｂ、のパルス信５
１　Ｂが駆動回路５２に与えられる。
従って駆動回路５２はステップモータ２６を介して周波
数Ｂｆで規定される速度でカム４２をＧ方向に回転駆動
させ、内筒３５のり、Ｅ方向の移動を制御し、カテーテ
ル１８を介して再建動脈近傍３８に対して液の送吸を行
なう。時間−［ａの後次の信号７が出される前に、カム
板４２は回路５１．５２の制御下で初期位！！Ｇｏに再
設定される。
このポンプ装置４０では、差信号発生器１５ａは、パル
ス発生器２５、ゲート回路５０、初期位置設定器５１、
駆動回路５２、モータ２６、カム板４２、及びカム従節
突起４１からなる。
このポンプ装置１４Ｇでは、パルス周波数Ｂ、が一定の
場合、時間Ｔ　　、Ｔ　　、Ｔ４．Ｔ５は、角ＧｏＬＧ
１．角Ｇ１１．Ｇ２、角Ｇ２ＬＧ３、角Ｇ３ＬＧ４によ
って規定され、Ｖｌ、Ｖ２は、Ｇ１からＧ２．Ｇ３から
Ｇ４までのカム面４３ａ。
４３ｃの形及び注射器状ポンプ３４の径によって規定さ
れている。尚りはカムの回転中心である。
尚、第４図のポンプ装＠２０において、注射器状ポンプ
３４のかわりに第７図の如ぎポンプ５５を用いてもよい
。第７図のポンプ５５では、モータヘッドに連結された
連結棒２９の先端５６が押え部材５７の孔５８に接合さ
れており、押え部材５１はモータ２６の後進によりＤ方
向に変位され、モータ２６の前進によりＥ方向に変位さ
れるように凹部５９で案内部材６０に嵌め合わされてい
る。
６１は支持台であり、支持台６１のり、Ｅ方向の位置は
、フレーム６２のねじ孔６３に螺合された台位置調整ね
じ６４によって調整される。尚６５．６６は支持筒６１
に固定された案内棒であり、案内棒６５．６６は夫々フ
レーム６２の案内孔６７、６８を貫通している。
６９、７０は圧縮バネである。ポンプ５５では、ねじ６
４により支持台６１を所定位置に設定した後、モータ２
６の前後進により、押え部材５１がり、Ｅ方向に変位せ
しめられると、一端７１側が閉塞されている弾性チュー
ブ１８の部位１２の二点鎖線（想像線）で示すような変
形状態が変化して、チューブ１８の内容積が変化して、
液の送出乃至吸引が行なわれる。
液Ｗｔｖ　　、Ｖ２はり、Ｅ方向のストローク又は押正
面積を変えることによって調整され得る。尚チュー１１
８はカテーテルと同一でも、カテーテル１８に連通され
た別部材でもよく、例えば弾力性のあるバルーンからな
っていてもよい。
第４図の注射器状ポンプ３４のかわりに第７図に示す如
く弾性チューブ１８を押圧して変形させる方式のポンプ
を用いる場合、必要に応じ、複数個を並列又は直列に接
続し、流量或いは導入タイミングを制御することもでき
る。又、第５図のカム４２を第８図に示す如く円弧状の
支持面７５を有する支持台１６と組み合わせてチューブ
１８の変形を利用したポンプ７７としてもよい。尚、支
持台７Ｇの径Ｊ方向の位置はフレーム７８に螺合された
ねじ７９によって調整される。
次に別の変形例として、電動ソレノイド駆動による装置
について第９図乃至第１４図によって説明する。ソレノ
イド・ピンチバルブ８０は第９図に示す様な構造の物で
、無通電時にはスプリング８１によってプランジャー８
２が上方に押付けられて、これにはさまれたチューブ８
３は押つぶされ（ピンチされ）ている。ソレノイド８９
に通電すると電磁石８４の力によってプランジャー８２
が吸引され、チュー７８３は開放される。このピンチ、
開放動作に従って、チューブ８３の一定体積が変化する
ので、チュー７８３内にある液体も左右に移動する。内
径３φ（外径５φ）のシリコンチューブ８３をピンチ巾
約５Ｍで開閉した所、体積の移動は約０．１〜ｏ、　０
８ＣＣ程度であった。尚、バルブ８０において電磁石８
４の作動（励磁）の際チューブ８３を閉じ罪作ＷＪの際
チューブ８３を開く機能の物を用いてもよい。
尚８５はケースである。
この動作機構を応用した液体ポンプ装置８６の概略を第
１０図に示す。タイミングゲート回路８７は心電計等か
ら同期入力信号９を受け、この時刻からあるＲ　ｌｉｔ
　１ｊ１延Ｄ　　＋　ｆｆ１Ｄ１　（ｍハｌ数）の後に
時間巾ｎＤ　１　＋　Ｄ　２　＋　ｎＤ　３　（ｎハ整
数）（７）り−トハルス信号を発生する。リレー・スイ
ッチング回路８８は前記ゲート信号を受け、パワーリレ
ーの開閉を行なう。このリレー回路は最終段のピンチバ
ルブ８０の電１１開閉を制御している。水袋Ｗ１８６で
は、１バルブ当りの送排液量が少ないこと（≦０．１　
ＣＣ）、及びソレノイド８９は動作速度の調整が不可能
で瞬発的な送出又吸引動作になってしまうことを考慮し
て、試みとして５個のソレノイド・ピンチバルブ８０ａ
、　８０ｂ、　８０ｃ、　８０ｄ、　８０ｅをタイミン
グ回路８８によって順次開閉させ適量でスムースな送・
排液が行ない得る様に構成した。
まず、タイミング・ゲート回路８７は第１１図になる様
な構成で、トリガ信＠９の入力端子９０、トリガ信号９
の入力時刻から順次適当な時間遅れを持ってタイミング
・トリガ信号を発生する遅延回路Ｄｏ、Ｄ１．Ｄ　　、
Ｄ３及びこれらのタイミング・トリガ信号がゲートのオ
ン又はオフ信号として入力ａ、ｂに入力され、定まった
時刻から定まった時間巾（オントリガ入力時刻からオフ
トリガが入力時刻まで）だけＴＴＬレベル“°１（高）
″のゲートパルス０１〜Ｇ５を発生するゲート回路Ｇ１
〜Ｇ５から構成される。これらの遅れ時間（又は時間巾
）は調整器ｒ□、ｒ１〜ｒ１”、ｒ２゜ｒ３〜ｒ３″に
よって可変設定できる。尚ｒ１〜、　、　Ｉｌｌは連動
して動作し、ｒ３〜ｒ３″′も連動して動作する。この
回路８７から最終的に出力されるゲート（ｆｉＭＧ　　
−Ｇ５とトリガ入力パルスの関係を第１２図に示す。ト
リガ入力信号立上り時刻から時間り。後にＧ１−“１″
となり、その後順次時間Ｄ１の遅れを持って０２〜Ｇ５
が“１”となる。
Ｇ５−“１”になってから時ｆｊｌｌ　Ｄ　２後にＧ５
−“０（低）”となり、その後順次時間遅れＤ３を持っ
てＧ　〜Ｇ１が“０″という状態に復帰する。
これらのゲート信号が次段のりレースイツヂング回路８
８を制御する。リレー・スイッチング回路８８は信号Ｇ
１〜Ｇ５に対応して５系統８１３ａ、　８８ｂ、　８８
ｃ。
８８ｄ、８８ｅ　（並列に）並ぶが、その１回路８８ａ
例を第１３図に示す。ＴＴＬゲートｍ＠Ｇ１．・・・・
・・。
Ｇ５に従ってトランジスタ９１がオン・オフ状態を取り
、これに接続しているリレー９２がｙａ関する。
この回路の代わりにＴ　Ｔ　Ｌ駆動のソリッドステート
リレー（ＳＳＲ）などを用いてもよい。尚９３はザージ
アプソーバ、９４ａはリレースイッチング回路８８ａの
出力である。
５個のソレノイドピンチバルブ８０ａ、・・・・・・、
８０ｅは第１４図の様に配置されており、リレー回路８
８ａ、・・・・・・、８８ｅからの駆動電圧オン・オフ
９４ａ、・・・・・・、９４ｅに従い先に示したタイミ
ングで、８０ａ→８０ｂ→８０ｃ４８０ｄ−＋８０６の
順序で開、８０ｅ　→８０ｄ　−）８０Ｃ→８０ｂ→８
０ａの順序で閏となり、これに接続されているチューブ
８３内の液体を順次吸引・送出する。
吸引と送出の順序を逆にしたい場合は、ゲート信号接続
を逆順にしく信号９４ａをバルブ８０ｅに、・・・・・
・、９４ｅを８０ａに接続）、かつゲート出力信号を反
転するか、又は無通電時に開、通電時に閏のソレノイド
ピンチバルブを用いればよい。本装置８６により、開時
間遅れＤｌ−０、閉時間遅れＤ３＝　ｉｏ　ｍ５ｅｃに
調整した時、吸引時間〜ｓｏｍｓｅｃ、送出時間〜５０
　ｍ５ｅｃ　、移動容積的０．４　ＣＣの充分実用に耐
え得る性能が得られた。本装置８６では直列式の送・排
液型となっているが、開閉時間によっては５本のチュー
ブを並列に継いで運転してもよい。
また、移ｌ］容積の変更はチューブ径の変更によって簡
単に行なえる。
前記装置８６においては５個のソレノイド・ピンチバル
ブ８０を連動させ、滑らかな送・排液を行なわせたが、
第１５図に示す様な装Ｍ１００を用いれば１個のソレノ
イド装Ｗ１９９によって清らかな送りが実現できる。固
定台１０１の上に圧迫されるべきチューブ１０２が固定
されており、ピンチアーム１０３は左端を回転支点１０
４で固定され、他端は部位１０５においてソレノイド９
９のプランジャー８２ａにＩＩ続されている。ソレノイ
ド９９がプランジャー８２ａを下方に引くように動作す
るとピンチ・アーム１０３が引張られチューブ１０２を
左端から順次圧迫していぎチューブ１０２から液が送出
される。ソレノイド９９が開放動作を行なうと逆の動作
でチューブ１０２の径が復元し液が吸引される。
送排出量を連続的に細かく可変調整できる装置１０６．
１０７を第１６図及び第１７図に示す。第１６図ではソ
レノイドプランジャ１０８に移動ねじ１０９で固定され
た鋭角のピンチ板１１０を用いている。この図ではソレ
ノイドプランジャ１０８は上下（第１６図の紙面に垂直
な方向）に動き、台（図示せず）に固定されたチューブ
１１１をピンチ板１１０がある一室中Ｗ圧迫する。移動
ねじ１０９を動かし、ピンチ板１１０をＸ方向に移動さ
せることによりピンチ巾Ｗを調整できる。尚、斜線で示
す領域１１２はピンチ領域である。第１７図では・−室
中Ｙを有するピンチ板１１３に対し、チューブ１１４の
固定台１１５の角度Ｚを変えることによりピンチ領域１
１６の大きさ乃至ビンヂ面積を可変とし送排出量を調整
している。
１１７は支点である。
次に別の変形例の装置１３９を第１８図に示す。アクリ
ルあるいはテフロン等の樹脂性円板の中央部に切削等の
方法で凹面部１２０，１２１を形成した物１２２．１２
３を用意し、図の様に間にシリコン・ゴム・シート等の
柔軟性１ｓｉｌ板１２４をはさんでダイヤフラムとする
。上側容器１２３には送・排液管１２５と封止パルプ１
２６付のエア抜管１２７が取付けられ、下側容器１２２
にはダイヤフラム作動流体用の管１２８が取付られる。
ダイヤフラムシート１２４の上側１２９には送出・吸引
されるべき液体が充填されている。下側容器１２２から
出る管１２８は２系統に分かれ送出用及び吸引用装置１
３０，１３１に接続される。それぞれ流量（流速）ＷＡ
整用絞り弁１３２゜１３３及び電気信号により開閉され
る動作制御用電磁弁１３４，１３５を介して作！ｌＪ流
体用高圧源１３６及び低圧源１３７に接続されている。
作動流体としては空気、油などが用いられるが空気は圧
縮性による応答の遅れがあるので、高速の動作には油圧
が望マシイ。１７１１弁１３４，１３５　（７）１４１
ｍ信＠ＧＨ，Ｇ、とトリガ入力信号の関係を第１９図（
ａ）、　（ｂ）に示す。
時間Ｔｘ後からＴＬ吸引、Ｔｏ停止、Ｔ■送出をしたい
場合、油圧方式の様に動作遅れがなく応答性がかなりよ
い場合は第１９図（ａ）の様な制御Ｉ倍信号よい。空気
圧方式の様に応答遅れのある場合には第１９図（ｂ）の
如く遅れ時間ｄ、ｄ２を設ける。
別の変形例を第２０図及び第２１図に示す。スピーカの
ｌ１ｆｆｔ理を利用した無芯又は有芯のＩ電駆動電磁石
型の本！装置１４０は永久磁石１４１の磁界中にある動
電磁石１４２に電流を流すことにより、電磁石１４２が
移動する現象を応用した物である。この動電磁石１４２
の上端は、シリコンゴムシート等の弾性膜板からなるダ
イヤフラム１４３の中央に固定されている。！ｌｌ電磁
石１４２の変位に伴なってダイヤフラム１４３が移動し
、ダイヤフラム１４３とフランジ１４４間にある液体は
移動する。動電磁石１４２の位置Ｖは（変位は）Ｎ磁石
電流Ｕに対応するので、動電磁石１４２に流れる電流Ｖ
を第２１図の様に制御すれば、吸引・停止・送出の動作
が行ない得る。
尚、１４５は初期変位（位＠）　、１４Ｇは吸引（又は
送出）動作、１４７は最終変位（位置）、１４８は送出
（又は吸引）動作に対応している。
【図面の簡単な説明】
第１図は再建術後の再建動脈近傍に生じる可能性のある
血流速度パターンの説明用グラフ、第２図は心電計の出
力、晩期閉塞を生じる虞れのある血流速度パターン、正
常な血流速度パターン及び速度差のパターン並びに−例
の制御パターンを表わすタイムチャート、第３図は本発
明による好ましい一具体例の医用ポンプ装置の説明図、
第４図は第３図の装置の変形例の説明図、第５図は第３
図の装置の別の変形例の説明図、第６図は第５図の装置
のカム板の変形例の説明図、第７図は第４図の￥Ａ置の
一部の変形例の説明図、第８図は第５図の装置の一部の
変形例の説明図、第９図乃至第１４図は本発明の装置の
変形例の説明図、第１５図は別の変形例の説明図、第１
６図は更に別の変形例の説明図、第１７図は更に別の変
形例の説明図、第１８図及び第１９図は更に別の変形例
の説明図、第２０図及び第２１図は更に別の変形例の説
明図である。 ３・・・・・・再建動脈、３ａ・・・・・・再建動脈近
傍、Ｓｌ・・・・・・異常血流波形、Ｓｏ・・・・・・
正常血流波形、Ｄｌ・・・・・・血流波形のズレ、 １９、２０．４０．８６・・・・・・ポンプ装置。 代理人　弁理土用　　口　　義　　雄 第１図 （ｅ） 第２図 第３図 第５図 第６図 第７図 第８図 第１６図 第１８図

Claims (1)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）バイパス術後の再建動脈近傍における血流波形の
    正常血流波形からのズレを補償すべく、前記再建動脈の
    近傍に血液の脈動を付加するように構成された医用ポン
    プ装置。
JP60071997A 1985-04-05 1985-04-05 医用ポンプ装置 Pending JPS61232859A (ja)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP60071997A JPS61232859A (ja) 1985-04-05 1985-04-05 医用ポンプ装置
EP19860902475 EP0217964A4 (en) 1985-04-05 1986-04-04 MEDICAL PUMP ARRANGEMENT.
AU56642/86A AU573438B2 (en) 1985-04-05 1986-04-04 Medical pump device
PCT/JP1986/000163 WO1986005697A1 (en) 1985-04-05 1986-04-04 Medical pump device
US07/220,990 US5006111A (en) 1985-04-05 1988-07-18 Medical pump device and a method for compensating a deviation of a measured blood flow rate

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP60071997A JPS61232859A (ja) 1985-04-05 1985-04-05 医用ポンプ装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPS61232859A true JPS61232859A (ja) 1986-10-17

Family

ID=13476623

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP60071997A Pending JPS61232859A (ja) 1985-04-05 1985-04-05 医用ポンプ装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US5006111A (ja)
EP (1) EP0217964A4 (ja)
JP (1) JPS61232859A (ja)
AU (1) AU573438B2 (ja)
WO (1) WO1986005697A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007509653A (ja) * 2003-10-31 2007-04-19 サンシャイン・ハート・カンパニー・ピーティーワイ・リミテッド 同期制御システム

Families Citing this family (50)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69033350T2 (de) * 1989-06-20 2000-05-31 Btg International Ltd., London Massnahme zur verbesserung der blutströmung
US5639373A (en) 1995-08-11 1997-06-17 Zenon Environmental Inc. Vertical skein of hollow fiber membranes and method of maintaining clean fiber surfaces while filtering a substrate to withdraw a permeate
ES2145010T3 (es) * 1991-08-07 2000-07-01 Usf Filtration Limited Concentracion de solidos en una suspension utilizando membranas de fibra huecas.
US8852438B2 (en) 1995-08-11 2014-10-07 Zenon Technology Partnership Membrane filtration module with adjustable header spacing
US5928131A (en) * 1997-11-26 1999-07-27 Vascor, Inc. Magnetically suspended fluid pump and control system
US6422990B1 (en) * 1997-11-26 2002-07-23 Vascor, Inc. Blood pump flow rate control method and apparatus utilizing multiple sensors
US7613491B2 (en) 2002-05-22 2009-11-03 Dexcom, Inc. Silicone based membranes for use in implantable glucose sensors
US8364229B2 (en) 2003-07-25 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise
AU2002952691A0 (en) 2002-11-15 2002-11-28 Sunshine Heart Company Pty Ltd Heart assist device utilising aortic deformation
US20060167334A1 (en) * 2003-06-26 2006-07-27 Anstadt Mark P Method and apparatus for direct mechanical ventricular actuation with favorable conditioning and minimal heart stress
US7494459B2 (en) * 2003-06-26 2009-02-24 Biophan Technologies, Inc. Sensor-equipped and algorithm-controlled direct mechanical ventricular assist device
US9763609B2 (en) 2003-07-25 2017-09-19 Dexcom, Inc. Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise
US8626257B2 (en) 2003-08-01 2014-01-07 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8886273B2 (en) 2003-08-01 2014-11-11 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20190357827A1 (en) 2003-08-01 2019-11-28 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US7591801B2 (en) 2004-02-26 2009-09-22 Dexcom, Inc. Integrated delivery device for continuous glucose sensor
US7920906B2 (en) 2005-03-10 2011-04-05 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data for sensor calibration
US7494477B2 (en) * 2003-09-02 2009-02-24 Pulsecath B.V. Catheter pump, catheter and fittings therefore and methods of using a catheter pump
WO2005044338A1 (en) 2003-11-11 2005-05-19 Sunshine Heart Company Pty Ltd Actuator for a heart assist device
US9247900B2 (en) 2004-07-13 2016-02-02 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8425416B2 (en) 2006-10-04 2013-04-23 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8423114B2 (en) 2006-10-04 2013-04-16 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US8287453B2 (en) 2003-12-05 2012-10-16 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8425417B2 (en) 2003-12-05 2013-04-23 Dexcom, Inc. Integrated device for continuous in vivo analyte detection and simultaneous control of an infusion device
US8364231B2 (en) 2006-10-04 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8364230B2 (en) 2006-10-04 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8774886B2 (en) 2006-10-04 2014-07-08 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US11633133B2 (en) 2003-12-05 2023-04-25 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US8808228B2 (en) 2004-02-26 2014-08-19 Dexcom, Inc. Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor
US7783333B2 (en) 2004-07-13 2010-08-24 Dexcom, Inc. Transcutaneous medical device with variable stiffness
US9414777B2 (en) 2004-07-13 2016-08-16 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8886272B2 (en) 2004-07-13 2014-11-11 Dexcom, Inc. Analyte sensor
EP1674119A1 (en) * 2004-12-22 2006-06-28 Tecnobiomedica S.p.A. A pulsator device, method of operating the same, corresponding system and computer program
WO2007062239A2 (en) * 2005-11-28 2007-05-31 Myotech Llc Method and apparatus for minimally invasive direct mechanical ventricular actuation
US8298142B2 (en) 2006-10-04 2012-10-30 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8449464B2 (en) 2006-10-04 2013-05-28 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8447376B2 (en) 2006-10-04 2013-05-21 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8478377B2 (en) 2006-10-04 2013-07-02 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8562528B2 (en) 2006-10-04 2013-10-22 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8275438B2 (en) 2006-10-04 2012-09-25 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20200037874A1 (en) 2007-05-18 2020-02-06 Dexcom, Inc. Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise
AU2008262018A1 (en) 2007-06-08 2008-12-18 Dexcom, Inc. Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor
US9452258B2 (en) 2007-10-09 2016-09-27 Dexcom, Inc. Integrated insulin delivery system with continuous glucose sensor
US8396528B2 (en) 2008-03-25 2013-03-12 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20110196189A1 (en) * 2010-02-09 2011-08-11 Myocardiocare, Inc. Extra-cardiac differential ventricular actuation by inertial and baric partitioning
CA2795251A1 (en) 2010-04-02 2011-10-06 William S. Peters Combination heart assist systems, methods, and devices
DK3575796T3 (da) 2011-04-15 2021-01-18 Dexcom Inc Avanceret analytsensorkalibrering og fejldetektion
CN111246797A (zh) 2017-10-24 2020-06-05 德克斯康公司 预连接分析物传感器
US11331022B2 (en) 2017-10-24 2022-05-17 Dexcom, Inc. Pre-connected analyte sensors
US11383076B2 (en) 2020-10-01 2022-07-12 Lifebridge Technologies, Llc Pump regulation based on heart size and function

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3592183A (en) * 1969-05-27 1971-07-13 David H Watkins Heart assist method and apparatus
US3885251A (en) * 1973-03-05 1975-05-27 Philips Corp Artificial heart pump or assist
US3911897A (en) * 1974-04-05 1975-10-14 Jr Frank A Leachman Heart assist device
US4080958A (en) * 1976-02-27 1978-03-28 Datascope Corporation Apparatus for aiding and improving the blood flow in patients
US4135253A (en) * 1976-11-30 1979-01-23 Medtronic, Inc. Centrifugal blood pump for cardiac assist
US4154227A (en) * 1977-10-11 1979-05-15 Krause Horst E Method and apparatus for pumping blood within a vessel
US4250872A (en) * 1978-05-25 1981-02-17 Yehuda Tamari Blood pulsating and/or pumping device
US4231354A (en) * 1978-07-14 1980-11-04 Howmedica, Incorporated Pulsatile blood pumping apparatus and method
FR2470593A2 (fr) * 1979-01-22 1981-06-12 Lapeyre Didier Nouvelle prothese cardiaque totale
FR2458288A1 (fr) * 1979-06-11 1981-01-02 Belenger Jacques Pompe medicale destinee a l'assistance cardiaque pulsative
US4432468A (en) * 1981-02-06 1984-02-21 Siff Elliott J Intravenous delivery system
US4466804A (en) * 1981-09-25 1984-08-21 Tsunekazu Hino Extracorporeal circulation of blood
JPS58143763A (ja) * 1982-02-19 1983-08-26 日野　恒和 血液の体外循環装置
US4546759A (en) * 1983-07-29 1985-10-15 Mladen Solar Method and apparatus for assisting human heart function
FR2550583B1 (fr) * 1983-08-08 1986-03-28 Delecroix Michel Dispositif de regulation d'une pompe
JPS60142859A (ja) * 1983-12-29 1985-07-29 泉工医科工業株式会社 拍動血流量自動設定機構付ロ−ラポンプ
FR2577424B1 (fr) * 1985-02-20 1989-04-28 Gilles Karcher Pompe de perfusion coronaire
US4782817A (en) * 1987-05-29 1988-11-08 Abiomed Cardiovascular, Inc. Ventricular support system

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007509653A (ja) * 2003-10-31 2007-04-19 サンシャイン・ハート・カンパニー・ピーティーワイ・リミテッド 同期制御システム

Also Published As

Publication number Publication date
EP0217964A4 (en) 1987-07-30
EP0217964A1 (en) 1987-04-15
AU573438B2 (en) 1988-06-09
AU5664286A (en) 1986-10-23
WO1986005697A1 (en) 1986-10-09
US5006111A (en) 1991-04-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPS61232859A (ja) 医用ポンプ装置
US5885244A (en) Synchronous, pulsatile angioplasty system
Westerhof et al. Forward and backward waves in the arterial system
CA2411030A1 (en) Apparatus for controlling heart assist devices
JPH0653160B2 (ja) 拍動発生方法及び装置
Reul et al. In vitro comparison of bileaflet aortic heart valve prostheses: St. Jude Medical, CarboMedics, modified Edwards-Duromedics, and Sorin-Bicarbon valves
Rodbard Flow through collapsible tubes: augmented flow produced by resistance at the outlet
Miller et al. A multiple disk centrifugal pump as a blood flow device
JP2000342692A (ja) 人工冠動脈及び冠動脈ステント性能評価シミュレータ
Kingsbury et al. Cavitation threshold with respect to dP/dt: evaluation in 29 mm bileaflet, pyrolitic carbon heart valves
Kiil Urinary flow and ureteral peristalsis
KR101817825B1 (ko) 반사파 모사 밸브, 반사파 모사 밸브의 작동방법, 반사파 모사밸브를 활용한 반사파가 반영된 인공맥상파 재현 시스템 및 재현 방법
Remington Contour changes of the aortic pulse during propagation
CN113367669B (zh) 一种脉搏复现系统及其控制方法、复现方法
Kusserow Further experience with a permanently indwelling intracorporeal blood pump
BARRETT et al. Artificial bladder replacement: a new design concept
Sabbah et al. Hemodynamic determinants of the frequency and amplitude of a musical murmur produced by a regurgitant mitral bioprosthetic valve
Akutsu et al. Complete atrialization of left ventricle with a new heart assist pump
Sabbah et al. Mechanism of early systolic closure of the aortic valve in discrete membranous subaortic stenosis.
SOUTHWORTH et al. Diaphragm pump for artificial circulation, Tyson-Bowman pump
Meisner et al. Development and use of a remote-controlled mitral valve
Chambers et al. Doppler echocardiography in massive left atrial thrombus before and after successful thrombolysis
Lemke et al. Systolic anterior movement of the mitral valve and the Venturi effect: an in vitro study
Rodbard Hydrodynamics illustrated in an artificial circulation model: varicosities, aneurysms, coarctation, sphygmomanometry, coronary flow
Jin et al. Pressure development within a sac-type pneumatically driven ventricular assist device