CN103957958B - 辅助人工心脏泵 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种辅助人工心脏泵，是具备具有叶轮的旋转部和收纳旋转部的外壳的辅助人工心脏泵，其特征在于，在以一定周期使流量增减并吐出液体的液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差为在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的40％以上。根据本发明的辅助人工心脏泵，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。

Description

辅助人工心脏泵
技术领域
本发明涉及辅助人工心脏泵。
背景技术
以往，已知有一种辅助人工心脏泵，其具备：旋转部，具有叶轮；及外壳，收纳旋转部(例如参照专利文献1及非专利文献1)。
图6是现有的辅助人工心脏泵900的分解立体图。如图6所示，现有的辅助人工心脏泵900具备：旋转部910，具有叶轮912；及外壳920、922，收纳旋转部910。根据现有的辅助人工心脏泵900，作为辅助人工心脏***的主要部件，能够在心脏移植之前的期间中，辅助心脏疾病患者的心脏的功能。
专利文献1：日本国特表2009-523488号公报
非专利文献1：JeffreyALaRose、其他3名、“AmericanSocietyofArtificialInternalOrgansjournal”、2010年、第56卷、第4号、p.285～289。
然而，心脏疾病的治疗非常困难，当前除心脏移植以外没有根本的治疗方法的情况也较多。但是，由于心脏移植的条件很少能立即完备(例如必须等待适合于患者的捐献者的出现等等)，因此等待心脏移植的心脏疾病患者(待移植患者)处于在实现心脏移植之前必须长期等待的状况。因此，心脏移植手术之前的期间变得非常长，有时最终也无法进行心脏移植手术。另外，鉴于上述状况，还产生了不进行心脏移植手术而终身使用辅助人工心脏***的想法。
如上所述，存在如下倾向，使用辅助人工心脏泵的使用者(以下仅称为使用者)使用辅助人工心脏泵的期间比以往设想的期间长。因此，抑制长期使用辅助人工心脏泵时使用者的健康状态恶化的程度的重要性进一步提高。
发明内容
于是，本发明是鉴于上述情况而进行的，目的在于提供辅助人工心脏泵，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
本发明的发明人想到为了抑制使用者的健康状态恶化的程度，重要的是从辅助人工心脏泵吐出的血流的搏动性，从而完成了本发明。即，具备旋转部的辅助人工心脏泵通过使旋转部以一定转速旋转，从而生成本质上不具有搏动性的血流。但是，由于心脏是通过肌肉的伸缩(搏动)而使血液移动，因此从使用者的健康状态的观点出发，可以考虑优选具有搏动性的血流。本发明是具备旋转部的辅助人工心脏泵，且能够有效利用由心脏的搏动产生的血流的搏动性，其由以下要素构成。
(1)本发明的辅助人工心脏泵，具备具有叶轮的旋转部和收纳所述旋转部的外壳，所述辅助人工心脏泵被植入在人体内使用，其特征在于，所述旋转部的体积除以所述外壳的内部容量后的数值处于0.06～0.12的范围内，将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，在比关闭扬程低20mmHg压力的点，流量为5L/min以上。
根据本发明的辅助人工心脏泵，由于在液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差为在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的40％以上，因此相对于扬程的变动，流量的变动变得足够大。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，从上述观点出发，优选连接有辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差为未连接辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的60％以上，进一步优选为80％以上。另外，不用说理想上最优选为100％。
“液体吐出源”在体内实际使用辅助人工心脏泵时为心脏，在体外测试辅助人工心脏泵时是模拟心脏功能的设备。
“连接有辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差”并不是以仅查看辅助人工心脏泵时的流量(所谓的泵流量)计算出的差值，而是以查看包括液体吐出源、辅助人工心脏泵等的整体时的流量(所谓的总流量)计算出的差值。
在本说明书中“辅助人工心脏泵”是指辅助人工心脏***的主要部件，是指通过对血液赋予移动力，从而对因疾病而衰弱的心脏进行辅助的泵。
另外，“辅助人工心脏***”是指用于在因疾病而衰弱的心脏上安装使用的一套设备，是指主要辅助血液移动的***。
本发明的辅助人工心脏泵优选由在实际使用时植入人体使用的(也就是为了植入人体使用而足够小型的)植入型辅助人工心脏泵构成。
(2)本发明的辅助人工心脏泵是具备具有叶轮的旋转部和收纳所述旋转部的外壳的辅助人工心脏泵，其特征在于，将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，在比关闭扬程低20mmHg压力的点，流量为5L/min以上。
根据本发明的辅助人工心脏泵，由于在比关闭扬程低20mmHg压力的点，流量为5L/min以上，因此与现有的辅助人工心脏泵相比，相对于扬程的大小，流量变得足够大，可以充分有效利用由心脏的搏动产生的血液的搏动性。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，从上述观点出发，在比关闭扬程低20mmHg压力的点，优选流量为8L/min以上，进一步优选为10L/min以上。
“关闭扬程”是指流量为0L/min时的扬程。
(3)本发明的辅助人工心脏泵是具备具有叶轮的旋转部和收纳所述旋转部的外壳的辅助人工心脏泵，其特征在于，将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，扬程为100mmHg且流量为5L/min的点上的所述曲线的斜度处于-5～0的范围内。
根据本发明的辅助人工心脏泵，由于在上述条件下，扬程为100mmHg且流量为5L/min的点上的曲线斜度处于-5～0的范围内，因此与现有的辅助人工心脏泵相比，相对于扬程的变动，流量的变动变得足够大，可以充分有效利用由心脏的搏动产生的血液的搏动性。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，使曲线斜度处于-5～0的范围内是因为曲线斜度小于-5时，则很难相对于扬程的变动而使流量的变动足够大，而曲线斜度大于0时，则尽管扬程变大而流量也还是变大，由此并不是有意义的值。从上述观点出发，优选曲线斜度处于-4～0的范围内，进一步优选处于-3～0的范围内。
(4)本发明的辅助人工心脏泵是具备具有叶轮的旋转部和收纳所述旋转部的外壳的辅助人工心脏泵，其特征在于，在使所述旋转部的转速一定而使液体流动时，相对于扬程的变动，流量的变动较大。
因此，根据本发明的辅助人工心脏泵，由于相对于扬程的变动(也就是由心脏的搏动产生的压力变动)，流量的变动较大，因此可以充分有效利用由心脏的搏动产生的血液的搏动性。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，“使旋转部的转速一定”是指如果扬程不变化则使转速一定，而不是使旋转部的转速绝对一定。
(5)在本发明的辅助人工心脏泵中，优选将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体，在所述辅助人工心脏泵停止的状态下，使流量为6L/min而测定压损时，所述压损为20mmHg以下。
通过如此构成，能够使压损足够低并充分利用血流的搏动性。
另外，进一步优选辅助人工心脏泵的压损处于5mmHg～16mmHg的范围内。这是因为该压损大于16mmHg时，则有时很难使压损足够低并充分利用血流的搏动性，而该压损小于5mmHg时，则由于旋转部设计上的问题，有时无法充分确保使血液移动的力。
在本说明书中，“辅助人工心脏泵的压损”是指当使辅助人工心脏泵处于停止状态，以规定流量(6L/min)流入工作液体时，该液体流过辅助人工心脏泵所需的压力。
(6)在本发明的辅助人工心脏泵中，优选所述旋转部的体积除以所述外壳的内部容量后的数值处于0.01～0.50的范围内。
通过如此构成，能够使压损足够低并充分利用血流的搏动性，并且，能够充分确保旋转部使血液移动的力。
另外，使旋转部的体积除以外壳的内部容量后的数值处于0.01～0.50的范围内是因为该数值大于0.50时，则由于旋转部的体积变得过大，因此有时很难使压损足够低并充分利用血液流动的搏动性，而该数值小于0.01时，则有时无法充分确保旋转部使血液移动的力。
从上述观点出发，进一步优选旋转部的体积除以外壳的内部容量后的数值处于0.06～0.12的范围内。
另外，在本说明书中，“外壳的内部容量”并不是仅指外壳中容纳叶轮的部分(被称为所谓的容纳部、泵室等的部分)的内部容量，而是指外壳整体的内部容量，其包括导入血液的部分(能够与导入侧的人工血管(包括由布、软质树脂等构成的可挠性的人工血管和由硬质树脂、金属等构成的管状人工血管双方，以下相同)等连接、分离的部分)的内部容量以及输出血液的部分(能够与输出侧的人工血管等连接、分离的部分)的内部容量。
(7)在本发明的辅助人工心脏泵中，优选所述辅助人工心脏泵工作时的所述叶轮和所述外壳的内壁的最小间隔处于0.1mm～2.0mm的范围内。
通过如此构成，能够使压损足够低并充分利用血流的搏动性，并且，能够充分确保由叶轮输送血液的力。
另外，使叶轮和外壳的内壁的最小间隔处于0.1mm～2.0mm的范围内是因为该数值小于0.1mm时，则由于叶轮和外壳的间隙变得过小，因此有时很难使压损足够低并充分利用血液流动的搏动性，而该数值大于2.0mm时，则有时无法充分确保通过叶轮使血液移动的力。
另外，叶轮的外端和外壳的内壁的最小间隔为0.1mm以上时，则能够抑制异物(例如血栓)夹在叶轮和外壳之间而阻碍叶轮旋转，其结果，可实现工作稳定性高的辅助人工心脏泵。
从上述观点出发，进一步优选叶轮和外壳的内壁的最小间隔处于0.5mm～0.8mm的范围内。
(8)在本发明的辅助人工心脏泵中，优选所述辅助人工心脏泵由离心式辅助人工心脏泵构成，所述辅助人工心脏泵中的血液导入部的最小内径除以所述叶轮的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内。
通过如此构成，能够使压损足够低并充分利用血流的搏动性，并且，可实现足够小型的辅助人工心脏泵。
另外，使辅助人工心脏泵中的血液导入部的最小内径除以叶轮的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内是因为该数值小于0.2时，则由于血液导入部的最小内径变得过小，因此有时很难使压损足够低并充分利用血流的搏动性，而该数值大于0.8时，则有时很难实现足够小型的辅助人工心脏泵。
(9)在本发明的辅助人工心脏泵中，优选所述辅助人工心脏泵由离心式辅助人工心脏泵构成，所述辅助人工心脏泵中的血液输出部的最小内径除以所述叶轮的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内。
通过如此构成，能够使压损足够低并充分利用血流的搏动性，并且，可实现足够小型的辅助人工心脏泵。
另外，使辅助人工心脏泵中的血液输出部的最小内径除以叶轮的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内是因为该数值小于0.2时，则由于血液输出部的最小内径变得过小，因此有时很难使压损足够低并充分利用血流的搏动性，而该数值大于0.8时，则有时很难实现足够小型的辅助人工心脏泵。
附图说明
图1是为了说明实际使用实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110时的情况而示出的图。
图2是为了说明实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110而示出的图。
图3是为了说明实施方式中的旋转部10而示出的图。
图4是为了说明使用实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110和液体吐出源而测定的血流的情况而示出的曲线图。
图5是为了说明实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110的扬程和流量的关系而示出的曲线图。
图6是现有的辅助人工心脏泵900的分解立体图。
符号说明
10-旋转部；12-叶轮；20-外壳；22-容纳部；30-血液导入部；40-血液输出部；100-辅助人工心脏***；110-辅助人工心脏泵；120、130-人工血管；140-缆线。
具体实施方式
下面，根据图示的实施方式对本发明的辅助人工心脏泵进行说明。
(实施方式)
图1是为了说明实际使用实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110时的情况而示出的图。
图2是为了说明实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110而示出的图。图2(a)是辅助人工心脏泵110的俯视图，图2(b)是辅助人工心脏泵110的剖视图，图2(c)是放大表示由图2(b)的符号A表示的部分的图。
图3是为了说明实施方式中的旋转部10而示出的图。图3(a)是旋转部10的立体图，图3(b)是旋转部10的俯视图，图3(c)是旋转部10的主视图。
图4是为了说明使用实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110和液体吐出源而测定的血流的情况而示出的曲线图。图4(a)是表示在模拟心力衰竭心脏的设备(搏动模拟器)上未连接辅助人工心脏泵110的状态下的血流情况的曲线图，图4(b)是表示在该设备上连接有辅助人工心脏泵110的状态下的血流情况的曲线图。图4的纵轴表示流量(L/min)，横轴表示时间(sec)。图4的曲线图中由实线表示的是查看包括液体吐出源、辅助人工心脏泵等的整体时的液体流量(总流量)，由点划线表示的是仅查看辅助人工心脏泵时的流量(泵流量)。
图5是为了说明实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110的扬程和流量的关系而示出的曲线图。另外，上边的曲线是扬程为100mmHg时使流量为5L/min的曲线，下边的曲线是使关闭扬程为80mmHg的曲线。与上边的曲线接触的虚线是扬程100mmHg、流量5L/min的点上的切线。
如图1所示，实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110构成辅助人工心脏***100的一部分。辅助人工心脏***100除辅助人工心脏泵110以外，还具备人工血管120、130、缆线140及控制部150(未图示)。控制部150通过缆线140而与辅助人工心脏泵110连接，控制辅助人工心脏泵110的工作。
如图2所示，辅助人工心脏泵110是离心式辅助人工心脏泵，具备：旋转部10(参照图3)，具有叶轮12；及外壳20，收纳旋转部10。另外，辅助人工心脏泵110是在实际使用时植入人体而使用的植入型辅助人工心脏泵。另外，虽然辅助人工心脏泵110除上述的构成部件以外，还具备对旋转部10进行旋转驱动的驱动部、实现辅助人工心脏泵110内部的润滑、冷却、密封性的保持等功能的冷却密封液(也称为净化液，例如水或生理盐水)的流路等，但是由于与本发明并无直接关联，因此省略说明、符号的图示等。
外壳20具有：容纳部22，容纳旋转部；血液导入部30，从辅助人工心脏泵110外向辅助人工心脏泵110内导入血液；及血液输出部40，从辅助人工心脏泵110内向辅助人工心脏泵110外(大动脉)输出血液。另外，血液导入部及血液输出部也可以与外壳另行设置。
辅助人工心脏泵110在使旋转部10的转速一定而使液体(在体内使用时为血液)流动时，相对于扬程的变动，流量的变动较大。
在此，对得到图4的曲线的方法进行说明。图4的曲线是通过实际制造具有与实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110一样的构成的辅助人工心脏泵，在模拟从心脏输出血液的搏动模拟器上连接该辅助人工心脏泵而进行实验，将其结果曲线化而得到的。作为试验用工作液体，使用以粘度3.5cP制备的甘油水溶液。另外，曲线的结果(波形)中反映了由阀的开闭引起的压力尖峰波形等的干扰要因。
如图4(a)所示，在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量(平均最大流量为6.29L/min)与最小流量(平均最小流量为2.45L/min)的差为3.84L/min。另外，如图4(b)所示，在液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量(平均最大流量为8.25L/min)与最小流量(平均最小流量为4.91L/min)的差为3.34L/min。因此，在辅助人工心脏泵110中，在以一定周期使流量增减并吐出液体的液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量与最小流量的差为在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的40％以上，进一步而言为80％以上，具体为约87％。
另外，如图4(b)所示，在液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵110的状态下的泵流量的最大流量(平均最大流量为11.73L/min)与最小流量(平均最小流量为1.38L/min)的差为10.35L/min。因此，在辅助人工心脏泵110中，在以一定周期使流量增减并吐出液体的液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵110的状态下的泵流量的最大流量与最小流量的差为在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的200％以上，进一步而言为250％以上，具体为约270％。
因此，实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110构成为，由于在液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵的状态下的泵流量的最大流量与最小流量的差为在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的200％以上，因此相对于扬程的变动，流量的变动变得足够大。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，在此，对得到图5的曲线的方法进行说明。图5的曲线是通过制造具有与实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110一样的构成的辅助人工心脏泵，使用该辅助人工心脏泵进行实验，根据其结果制作曲线而得到的。作为试验用工作液体，使用以粘度3.5cP制备的甘油水溶液。
如图5所示，辅助人工心脏泵110将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，在比关闭扬程低20mmHg压力的点，流量为5L/min以上，进一步而言为10L/min以上。
另外，同样如图5所示，辅助人工心脏泵110将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，扬程为100mmHg且流量为5L/min的点上的前述曲线的斜度处于-5～0的范围内，进一步而言处于-3～0的范围内，具体为约-2.4。
在辅助人工心脏泵110中，旋转部10通过旋转轴而与驱动部直接连接。旋转部10的轴承部分呈机械密封，成为防止血液进入的结构。在辅助人工心脏泵110中，辅助人工心脏泵110工作时的叶轮12和外壳20的内壁的最小间隔处于0.1mm～2.0mm的范围内，进一步而言处于0.5mm～0.8mm的范围内，例如为0.6mm(参照图2(c)的d1)。
在辅助人工心脏泵110中，将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体，在辅助人工心脏泵110停止的状态下，使流量为6L/min而测定压损时，压损为20mmHg以下，进一步而言处于5mmHg～16mmHg的范围内，例如为14mmHg。
在辅助人工心脏泵110中，旋转部10的体积除以外壳20的内部容量后的数值处于0.01～0.50的范围内，进一步而言处于0.06～0.12的范围内，例如为0.09。
叶轮12的旋转直径(参照图3(c)的d2)为40mm，血液导入部30的最小内径(参照图2(b)的d3)为16mm。因此，辅助人工心脏泵中的血液导入部的最小内径除以叶轮12的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内，具体为0.4。另外，血液导入部30的内径呈最小的是与人工血管120的连接部(血液导入部30的前端，参照图2(b))，最小内径是该部分的直径。
另外，血液输出部40的最小内径(参照图2(a)的d4)为10mm。因此，辅助人工心脏泵110使辅助人工心脏泵110中的血液输出部的最小内径除以叶轮12的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内，具体为0.25。另外，血液输出部40的内径呈最小的是血液输出部40和容纳部22的接合部附近(血液输出部40的里侧，参照图2(a))，最小内径是该部分的直径。
下面，记载实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110的效果。
根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于在液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量与最小流量的差为在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的40％以上，因此相对于扬程的变动，流量的变动变得足够大。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于在比关闭扬程低20mmHg压力的点，流量为5L/min以上，因此与现有的辅助人工心脏泵相比，相对于扬程的大小，流量变得足够大，可以充分有效利用由心脏的搏动产生的血液的搏动性。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于扬程为100mmHg且流量为5L/min的点上的曲线斜度处于-5～0的范围内，因此与现有的辅助人工心脏泵相比，相对于扬程的变动，流量的变动变得足够大，可以充分有效利用由心脏的搏动产生的血液的搏动性。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于相对于扬程的变动(也就是由心脏的搏动产生的压力变动)，流量的变动较大，因此可以充分有效利用由心脏的搏动产生的血液的搏动性。其结果，与现有的辅助人工心脏泵相比，能够抑制长期使用时使用者的健康状态恶化的程度。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体，在辅助人工心脏泵110停止的状态下，使流量为6L/min来测定压损时，压损为20mmHg以下，因此能够使压损足够低并充分利用血液的搏动性。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于旋转部10的体积除以外壳20的内部容量后的数值处于0.01～0.50的范围内，因此能够使压损足够低并充分利用血液的搏动性，并且，能够充分确保旋转部使血液移动的力。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于辅助人工心脏泵110工作时的叶轮12和外壳20的内壁的最小间隔处于0.1mm～2.0mm的范围内，因此能够使压损足够低并充分利用血液的搏动性，并且，能够充分确保由叶轮输送血液的力。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于辅助人工心脏泵110由离心式辅助人工心脏泵构成，辅助人工心脏泵110中的血液导入部30的最小内径除以叶轮12的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内，因此能够使压损足够低并充分利用血液的搏动性，并且，能够成为足够小型的辅助人工心脏泵。
另外，根据实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110，由于辅助人工心脏泵110中的血液输出部40的最小内径除以叶轮12的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内，因此能够使压损足够低并充分利用血液的搏动性，并且，能够成为足够小型的辅助人工心脏泵。
以上，虽然根据上述实施方式说明了本发明，但是本发明并不限定于上述的实施方式。在不脱离其主旨的范围内能够在各种形态中进行实施，例如也能够进行如下变形。
(1)上述实施方式中记载的各构成部件的尺寸、个数、材质及形状是例示，能够在不损害本发明效果的范围内进行变更。
(2)上述实施方式所涉及的辅助人工心脏泵110具备如下4个特征，即：“在以一定周期使流量增减并吐出液体的液体吐出源上连接有辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量与最小流量的差为在液体吐出源上未连接辅助人工心脏泵110的状态下的液体的最大流量与最小流量的差的40％以上”；“将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，在比关闭扬程低20mmHg压力的点，流量为5L/min以上”；“将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，扬程为100mmHg且流量为5L/min的点上的曲线斜度处于-5～0的范围内”；以及“使旋转部10的转速一定而使液体流动时，相对于扬程的变动，流量的变动较大”，但是本发明并不限定于此。只要是具备具有叶轮的旋转部和收纳旋转部的外壳的辅助人工心脏泵，且具备上述4个特征中任意1个特征的辅助人工心脏泵，则也属于本发明的范围。

Claims (12)

1.一种辅助人工心脏泵，具备具有叶轮的旋转部和收纳所述旋转部的外壳，所述辅助人工心脏泵被植入在人体内使用，其特征在于，
所述旋转部的体积除以所述外壳的内部容量后的数值处于0.06～0.12的范围内，
将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，在比关闭扬程低20mmHg压力的点，流量为5L/min以上。
2.根据权利要求1所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，
在以一定周期使流量增减并吐出液体的液体吐出源上连接有所述辅助人工心脏泵的状态下的所述液体的最大流量与最小流量的差为在所述液体吐出源上未连接所述辅助人工心脏泵的状态下的所述液体的最大流量与最小流量的差的40％以上。
3.根据权利要求1或2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，
将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体来测定扬程和流量的关系，在一定转速下，在纵轴上以mmHg单位取扬程，在横轴上以L/min单位取流量制作曲线时，
扬程为100mmHg且流量为5L/min的点上的所述曲线的斜度处于-5～0的范围内。
4.根据权利要求1或2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，将粘度及密度与血液相当的液体作为工作液体，在所述辅助人工心脏泵停止的状态下，使流量为6L/min而测定压损时，
所述压损为20mmHg以下。
5.根据权利要求1或2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，所述旋转部的体积除以所述外壳的内部容量后的数值为0.09。
6.根据权利要求1或2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，所述辅助人工心脏泵工作时的所述叶轮和所述外壳的内壁的最小间隔处于0.1mm～2.0mm的范围内。
7.根据权利要求1或2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，所述辅助人工心脏泵由离心式辅助人工心脏泵构成，
所述辅助人工心脏泵中的血液导入部的最小内径除以所述叶轮的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内。
8.根据权利要求1或2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，所述辅助人工心脏泵由离心式辅助人工心脏泵构成，
所述辅助人工心脏泵中的血液输出部的最小内径除以所述叶轮的旋转直径后的数值处于0.2～0.8的范围内。
9.根据权利要求2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，
在所述液体吐出源上连接有所述辅助人工心脏泵的状态下的所述液体的最大流量与最小流量的差为在所述液体吐出源上未连接所述辅助人工心脏泵的状态下的所述液体的最大流量与最小流量的差的80％以上。
10.根据权利要求4所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，
所述压损在5mmHg-16mmHg的范围内。
11.根据权利要求2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，
在所述液体吐出源上连接有所述辅助人工心脏泵的状态下的泵流量的最大流量与最小流量的差为在所述液体吐出源上未连接所述辅助人工心脏泵的状态下的所述液体的最大流量与最小流量的差的200％以上。
12.根据权利要求1或2所述的辅助人工心脏泵，其特征在于，
所述辅助人工心脏泵的血液输出部的最小内径为10mm。
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