JPH04176471A - Circulation auxiliary pump - Google Patents
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- JPH04176471A JPH04176471A JP2302303A JP30230390A JPH04176471A JP H04176471 A JPH04176471 A JP H04176471A JP 2302303 A JP2302303 A JP 2302303A JP 30230390 A JP30230390 A JP 30230390A JP H04176471 A JPH04176471 A JP H04176471A
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Landscapes
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
この発明は血液ポンプに関する。さらに詳しくは、この
発明は患者の血管システムの中に挿入し、運動障害（ｄ
ｙｉｋｉｎｅｔｉｃ’、のある心臓の左心室あるいは右
心室に対して一時的な循環補助を行うために使用される
一時的な循環補助ポンプに関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Field of Industrial Application] This invention relates to blood pumps. More specifically, the present invention provides for insertion into a patient's vascular system,
The present invention relates to a temporary circulatory support pump used to provide temporary circulatory support to the left ventricle or right ventricle of a certain heart.
心臓疾患による死亡や廃疾は大部分、梗塞を起こした左
心室あるいは右心室のポンピング作用が不適切なためで
ある。こうした状態にある患者の心臓は、患者の生存を
維持するために十分な血流が提供できないことを除けば
、その他の点では正常に機能する。Death and disability due to heart disease are mostly due to inadequate pumping action of the infarcted left or right ventricle. The heart of a patient in this condition otherwise functions normally, except that it cannot provide enough blood flow to keep the patient alive.
一時的な循環補助が必要とされる他の分野は、同種移植
心臓置換（ａｌｌＢ＋ａ！ｔ ｅａ＋ｄｉａｃｒｅｐｌ
ａｃｅｍｅｎｔ）や心臓移植である。心臓移植を行った
後の１年の生存率は現在では８０％に達しているか、一
方において移植を待っている間に多くの患者が死亡して
いる。同様に、免疫反応抑制剤が移植された心臓の拒絶
反応と闘っている間に循環補助を行なえば助かったかも
しれない２０％もの人か死亡している。移植を行い、同
種移植片か安定するまで患者の生命を維持するために、
有効な循環補助ポンプに対する必要性が非常に高まって
いる。米国の平均予測寿命が増加し続けるにつれて、冠
状動脈疾患及び慢性うっ血性心マヒは機械的な循環補助
の利用を増大させることか予想される。機械的循環補助
に対する潜在的な候補者の数の実際的な評価は、米国に
おいて毎年患者的３０ｏ、ｏｏｏ人になるであろう。こ
の数は”ヘヒ−フーム□Ｂｂｙ ｂｏｏｍｅｚ）”人口
が２０２０年頃にピークに達するまで年間６％の割合で
増加するであろう。Another area where temporary circulatory support is required is allograft cardiac replacement (allB+a!tea+diacrepl).
acement) and heart transplantation. The one-year survival rate after heart transplantation is currently reaching 80%, while many patients die while waiting for a transplant. Similarly, as many as 20% of people who could have survived had they been given circulatory support while immune suppressants were used to combat rejection of their transplanted hearts, have died. To perform a transplant and maintain the patient's life until the allograft stabilizes,
There is a great need for effective circulation assist pumps. As the average expected lifespan in the United States continues to increase, coronary artery disease and chronic congestive heart disease are expected to increase the use of mechanical circulatory support. A practical estimate of the number of potential candidates for mechanical circulatory support would be 30,000 patients each year in the United States. This number will grow at a rate of 6% per year until the population peaks around 2020.
心臓の循環補助に関する方法及び装置は従来から存在す
る。米国特許第４．６２５．７１２号には高性能な血管
内血液ポンプが開示されている。ポンプは大腿部動脈を
介して心臓へ挿入され、外部の電源からとられた可とう
性を有するケーブルを介して駆動される。駆動ケーブル
はポンプに取り付けられたカテーテルの中に収容されて
いる。ポンプは１０．０００＋ｐｍから２０．０００＋
ｐｍの範囲で回転され、１分間に約４１のオーダで血流
を発生する。Methods and devices for circulatory support of the heart are conventional. US Pat. No. 4,625,712 discloses a high performance intravascular blood pump. The pump is inserted into the heart via the femoral artery and is powered via a flexible cable derived from an external power source. The drive cable is housed within a catheter attached to the pump. Pumps range from 10.000+pm to 20.000+
pm range, generating blood flow on the order of about 41 per minute.
米国特許第３．５０５．９８７号には冠状動脈を助ける
ためのカウンターパルセーションシステムか開示されて
いる。このシステムは患者の大動脈の中に設置された拡
張可能なインペラを有する。インペラは膨張及び収縮を
行なうと同時に、大動脈の中で往復運動を行って心臓の
ボンピング動作と同期して心臓収縮のときに大動脈の血
圧を下げたり、心臓拡張のときに大動脈の血圧を上げた
りする。US Pat. No. 3,505,987 discloses a counterpulsation system for coronary artery relief. This system has an expandable impeller placed within the patient's aorta. At the same time as the impeller expands and contracts, it reciprocates within the aorta and synchronizes with the pumping action of the heart, lowering blood pressure in the aorta when the heart contracts, and increasing blood pressure in the aorta when the heart dilates. do.
米国特許第３．６６７、０６９号には右心室の代わりを
したり補助を行なったりするための移植可能なジェット
ポンプが開示されている。このジェットポンプは細長い
管状の構造を有し、上流に駆動ノズルを備えている。こ
の駆動ノズルからは加圧状態の大動脈血流が吸引ノズル
の中に排出され、減圧状態を発生する。この結果、静脈
血は駆動流の中へ吸引されて混合され、肺循環へ分配さ
れる。ジェットポンプは左心室あるいは左心室に代わる
人工装置から圧送される血液によって駆動される。U.S. Pat. No. 3,667,069 discloses an implantable jet pump for right ventricular replacement or supplementation. This jet pump has an elongated tubular structure and is equipped with an upstream drive nozzle. From this drive nozzle, the pressurized aortic blood flow is discharged into the suction nozzle, creating a reduced pressure condition. As a result, venous blood is drawn into the driving stream, mixed, and distributed to the pulmonary circulation. Jet pumps are powered by blood pumped from the left ventricle or a prosthetic device replacing the left ventricle.
米国特許第４．０５１．８４０号には、胸部大動脈の中
へ手術によって移植される大動脈片が開示されている。US Pat. No. 4,051,840 discloses an aortic segment that is surgically implanted into the thoracic aorta.
大動脈片は規則正しく膨張、収縮を行なって血流の中に
圧力波を発生する。発生された圧力波は、人体への血液
循環を強くして心臓を助ける。The aortic segment expands and contracts in a regular manner, creating pressure waves in the bloodstream. The pressure waves generated strengthen blood circulation to the human body and help the heart.
一般に、心臓の循環補助に利用可能な方法は装置を移植
するための大手術を必要とし、このことは患者の生存に
とって大きな危険を意味している。Generally, available methods of cardiac circulatory support require major surgery to implant the device, which represents a great risk to patient survival.
米国特許第４．６２５．７１２号に開示されている装置
は、腸骨・大腿部動脈（ｉｌｉｏｆｅｍｏ＋ａｌ ａｌ
ｌｅｙ）を介して心臓の中へ挿入される。従って、大手
術を行なわないので、患者への危険は小さい。しかし、
正確な血流を発生するためには、大腿部動脈や大動脈の
曲がりや急激な曲線部を通してポンプや駆動シャフトを
非常な高速で回転する必要がある。従って、大腿部動脈
の中にホットスポットが形成されないように厳重な注意
が必要である。The device disclosed in U.S. Pat.
ley) into the heart. Therefore, since major surgery is not performed, the risk to the patient is small. but,
To generate accurate blood flow, the pump or drive shaft must be rotated at very high speeds through the bends and sharp curves of the femoral artery and aorta. Therefore, extreme care must be taken to avoid the formation of hot spots within the femoral artery.
高速回転血液ポンプに関する他の欠点は血球のかなりの
部分を傷つける危険が大きいことである。Another drawback with high speed blood pumps is the high risk of damaging a significant portion of the blood cells.
傷ついた血球を人体から排出し、それらに代わる新しい
血球を生成しなければならない。これによって、すでに
危険な状態にある患者のシステムにはさらに負担をかけ
ることになる。このように、十分な量の血流を提供して
心臓を助け、心臓か治癒するか、あるいは移植を待って
いる間患者を生存させることができるような、容易に移
植できて危険の少ない一時的な循環補助ポンプが従来は
提供されていなかった。Damaged blood cells must be removed from the body and new blood cells must be generated to replace them. This puts further strain on an already at-risk patient's system. This is an easily transplantable, low-risk temporary therapy that can provide enough blood flow to help the heart, allow it to heal, or keep the patient alive while waiting for a transplant. Conventionally, a circulation auxiliary pump has not been provided.
この発明は、循環補助を行うために患者の心臓の中に挿
入される小型の一時的な循環補助ポンプに関するもので
ある。この発明の実施例においてポンプは患者の血管シ
ステムの中を通されるカテーテルによって心臓の左心室
の中へ挿入される。This invention relates to a small, temporary circulatory support pump that is inserted into a patient's heart to provide circulatory support. In an embodiment of the invention, the pump is inserted into the left ventricle of the heart by a catheter threaded through the patient's vascular system.
このポンプは、ごく小さな生理学的圧力の範囲内で比較
的低速な血液を大量に分配するために、螺旋形状の薄片
（［ｏｉｌ）インペラを利用している。This pump utilizes a helical-shaped oil impeller to deliver large volumes of relatively slow blood within very small physiological pressures.
この発明の上述した利点及び目的は、以下で添付図面を
参照して説明するこの発明の実施例からより明かになる
であろう。The above-mentioned advantages and objects of the invention will become clearer from the embodiments of the invention described below with reference to the accompanying drawings.
以下、添付図面に基づいてこの発明による循環補助ポン
プの実施例を説明する。まず、第１図及び第２図を参照
する。この発明の血液ポンプは心臓１２の左心室１０の
中に挿入される。血液ポンプは参照番号１４によって表
されており、カテーテル１６の前端部に取り付けられて
いる。実施例例においては、心臓１２へのアクセスは大
腿部動脈１８を通して行われる。大腿部動脈が好ましい
挿入箇所であるけれとも、心臓１２へのアクセスは他の
動脈あるいは他の手術装置を介して行うことができる。Embodiments of the circulation auxiliary pump according to the present invention will be described below based on the accompanying drawings. First, please refer to FIGS. 1 and 2. The blood pump of this invention is inserted into the left ventricle 10 of the heart 12. A blood pump is designated by reference numeral 14 and is attached to the front end of catheter 16. In the example embodiment, access to the heart 12 is through the femoral artery 18. Although the femoral artery is the preferred insertion site, access to the heart 12 may be provided through other arteries or other surgical devices.
実施例においては血液ポンプ１４は左心室１０の中に設
置されている。しかし、ある場合には血液ポンプ１４を
右心室２０の中に配置することか好ましい。右心室２０
へのアクセスは肺動脈２２を介して行うことかできる。In the embodiment, blood pump 14 is located within left ventricle 10 . However, in some cases it may be preferable to locate blood pump 14 within right ventricle 20. right ventricle 20
Access may be provided via the pulmonary artery 22.
動作時には、第１図に示されている血液ポンプ１４の流
入端部は左心室１０の中に配置される。血液ポンプ１４
の排出端部あるいは流出端部は大動脈２４の中に配置さ
れている。このように、血液ポンプ１４の一部は心臓弁
２６を介して左心室１０の中に延びている。血液は血液
ポンプ１４を介して左心室１０から矢印２８の方向に大
動脈２４の中へ圧送される。In operation, the inflow end of blood pump 14, shown in FIG. 1, is positioned within left ventricle 10. blood pump 14
The discharge or outflow end of is located within the aorta 24. Thus, a portion of blood pump 14 extends into left ventricle 10 via heart valve 26. Blood is pumped from the left ventricle 10 via the blood pump 14 into the aorta 24 in the direction of arrow 28.
次に第３図を参照して説明する。この図では血液ポンプ
１４かさらに詳しく描かれている。血液ポンプ１４はカ
テーテル１６の中を延びている可撓性を有する駆動シャ
フト３０によって駆動される。第２図から最もよくわか
るように、駆動シャフト３０は患者の体の外側に配置さ
れたモータ３１によって駆動される。血液ポンプ１４は
カテーテル１６の先端に固定されている。血液ポンプ１
４とカテーテル１６は大腿部の中を通して左心室１０ま
でガイドされる。左心室１０まで到着すると、血液ポン
プ１４は心臓の左心室１０の中に設置される。周知の挿
入技術を利用して、流入端部３２が心臓弁２６を通って
左心室１０の中へ延びるように血液ポンプ１４を設置す
る。血液ポンプ１４の流出端部３４は左心室１０の外側
に配置され、第１図のように、圧送された血液が大動脈
２４の中へ排出される。Next, a description will be given with reference to FIG. In this figure, the blood pump 14 is depicted in more detail. Blood pump 14 is driven by a flexible drive shaft 30 extending through catheter 16 . As best seen in FIG. 2, drive shaft 30 is driven by a motor 31 located outside the patient's body. Blood pump 14 is fixed to the tip of catheter 16. blood pump 1
4 and catheter 16 are guided through the thigh and into the left ventricle 10. Once reaching the left ventricle 10, the blood pump 14 is placed within the left ventricle 10 of the heart. Utilizing well-known insertion techniques, blood pump 14 is positioned so that inlet end 32 extends through heart valve 26 and into left ventricle 10 . Outflow end 34 of blood pump 14 is positioned outside left ventricle 10 and pumped blood is ejected into aorta 24, as shown in FIG.
第３図に示されているこの発明の実施例においては、血
液ポンプ１４はほぼ円筒形状を有する細長いハウジング
３６を有する。ハウジング３６の流入端部３２は先端が
丸められており、心臓弁やその他の心臓組織を傷めるこ
となく心臓弁２６を通って左心室１０の中へ容易に挿入
できるようになっている。流入端部３２は開口されてお
り、左心室１０の中に集められた血液がポンプ１４の中
へ自在に流れ込むようになっている。ハウジング３６の
中には螺旋形の薄片のインペラ３８が収容されている。In the embodiment of the invention shown in FIG. 3, blood pump 14 has an elongate housing 36 having a generally cylindrical shape. The inflow end 32 of the housing 36 is rounded to facilitate insertion through the heart valve 26 and into the left ventricle 10 without damaging the heart valve or other heart tissue. Inflow end 32 is open to allow blood collected in left ventricle 10 to flow freely into pump 14. A helical foil impeller 38 is housed within the housing 36 .
インペラ３８は駆動シャフト３０へ連結されている。駆
動シャフト３０はシャフトスタビライザ４０によってハ
ウジング３６の流出端部３４内の中央に配置されている
。Impeller 38 is connected to drive shaft 30 . Drive shaft 30 is centered within outlet end 34 of housing 36 by shaft stabilizer 40 .
第１図の実施例において血液ポンプ１４は心臓１２の左
心室１０の中に設置されており、左心室１０からの血液
はインペラ３８か回転すると大動脈２４の中へ圧送され
る。インペラ３８は液体媒質中を運動する翼（ａｉ＋Ｉ
ｏｉｌｊ と同しように機能する。運動中のボディへ
作用する流体力のブラシウス（Ｂｌａｓｉｕ＋）の第１
方程式（Ｂｌａｓｉｕｓ’＋ ｆｉｒｓｔｅｑｕａｔｉ
ｏｎ Ｏｆ ｆｌｕｉｄ １ａｎｃｅｔ ｏｎ ａ ｂ
ｏｄｙ ｉｎｍｏｔｉｏｎ）によって、液体中のホデイ
に働く力は記述される。この力は運動と垂直な方向（Ｙ
軸）の成分と、運動に平行な成分（Ｘ軸）に分解される
。In the embodiment of FIG. 1, blood pump 14 is located within left ventricle 10 of heart 12, and blood from left ventricle 10 is pumped into aorta 24 as impeller 38 rotates. The impeller 38 has blades (ai+I
It works the same as oilj. Blasiu+ first of fluid forces acting on a body in motion
Equation (Blasius'+ firststequati
on Of fluid 1ancet on a b
ody inmotion) describes the force acting on a body in a liquid. This force is in the direction perpendicular to the motion (Y
axis) and a component parallel to the motion (X-axis).
これらの力はそれぞれ”揚力（ｌｉｆｔ）”及び”抗力
（ｄ ｔ ａ ｇ）”として知られている。流体力学に
おいて、揚力と抗力はスラスト成分に等しい。円筒形状
のハウジング３６内部に配置された螺旋形状の薄片から
なるインペラ３８が回転する場合、空気流によって発生
する揚力及び牽引力と同じような特性か得られる。すな
わち、ハウジング３６の中で回転する螺旋形状のインペ
ラ３８の両側に高圧力及び低圧力の両方が発生し、それ
がハウジング３６の中に流体運動を励起するスラスト力
を発生する。These forces are known as "lift" and "drag" respectively. In fluid mechanics, lift and drag are equal to the thrust component. When an impeller 38 consisting of a helical lamina disposed within a cylindrical housing 36 rotates, properties similar to the lift and traction forces generated by airflow are obtained. That is, both high and low pressures are generated on either side of the helical impeller 38 rotating within the housing 36, which generates a thrust force that excites fluid motion within the housing 36.
次に第６図を参照して説明する。図にはインペラ３８が
二次元平面内に示されている。図かられかるように、イ
ンペラ３８の外形は翼のそれに似ており、前端部４２及
び後端部４４を有する。インペラ３８が回転するにつれ
て、回転するインペラ３８の両側に高圧力及び低圧力の
両方が発生する。高圧側は表面４６によって形成され、
低圧側は表面４８によって形成される。線（ｃｏｔｄ
ｌｉｎ！：４９は、生理学的圧力レベル（ｐｈｙｓｉｏ
ｌｏｇｌｃａｌｐＩｅｓｓｕｒｅ １ｅｖｅｌ）におい
て最大の流速を発生するように最適化されたインペラ３
８のアタックライン（ａｔｔａｃｋ １ｉｎｅｊ を示
している。Next, a description will be given with reference to FIG. The impeller 38 is shown in a two-dimensional plane. As can be seen, the outer shape of the impeller 38 resembles that of an airfoil, having a leading end 42 and a trailing end 44. As the impeller 38 rotates, both high and low pressures are generated on either side of the rotating impeller 38. The high pressure side is formed by surface 46;
The low pressure side is formed by surface 48. line (cotd)
Lin! :49 is the physiological pressure level (physio
Impeller 3 optimized to generate maximum flow velocity at loglcalpIessure 1level)
8 attack line (attack 1inej is shown).
次に第３図を参照する。図かられかるように、インペラ
３８は巻き付けられるか（ｗ＋ａｐｐｅｄｊ あるいは
ねじられていて螺旋形状に形成されている。Refer now to FIG. As can be seen, the impeller 38 is wound or twisted to form a helical shape.
第５図から最もよくわかるように、インペラ３８の前端
部はハウジング３６を横切って延びる先端５０を有する
。第４図に示されているように、インペラ３８は先端５
０から後端部４４まで連続した外形（ｃｏｎｔｏｕｒｌ
を有する。このインペラの外形は連続した回転流路を
形成しており、血流を流入端部３２における単純な質量
移動（ｍａｓ＋ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）から血液ポ
ンプ１４の流出端部３４における変則的な（＋＋ａｎ＋
ｔｏ＋ｍａｔｉｏｎａｌ）血流に変換する。流出端部３
４における血流はスラストと流線形状を発生する。変則
流（Ｈａｎｓｌｏ＋ｍａ）ｉｏｎａｌｆｌｏｗ） はジ
ューコラスキ変換（Ｉｏｕｋｏｖｓｋｙｔ「ａｎｓｆｏ
ｒｍａｔｉｏｎ）を利用して計算でき、またグラフ化す
ることができる。従って、ジューコラスキ変換を用いて
ハウジング３６内のインペラ３８の回転運動によっ−で
発生するスラストを計算することができる。インペラ３
８の回転運動がスラスト力を発生し、このスラスト力が
血液を円筒形状のハウジング３６の中に引き込み、シャ
フトスタビライザ４０の中を延びる開口部５２及び流出
端部３４に設けられたボートを介して大動脈２４の中へ
排出して患者の血液システムの中を循環させる。As best seen in FIG. 5, the forward end of impeller 38 has a tip 50 extending across housing 36. As best seen in FIG. As shown in FIG.
Continuous contour from 0 to rear end 44
has. The impeller's profile forms a continuous, rotating flow path that converts blood flow from simple mass displacement at the inlet end 32 to irregular mass displacement at the outlet end 34 of the blood pump 14.
(to+mational) blood flow. Outflow end 3
The blood flow at 4 generates a thrust and streamline shape. The anomalous flow (Hanslo+ma) is the Ioukovsky transformation (Ioukovsky's ansfo
rmation) and can be graphed. Therefore, the thrust generated by the rotational movement of the impeller 38 within the housing 36 can be calculated using the Jukolaski transformation. impeller 3
The rotational movement of 8 generates a thrust force that draws blood into the cylindrical housing 36 and through the opening 52 extending through the shaft stabilizer 40 and the boat provided at the outflow end 34. It drains into the aorta 24 and circulates through the patient's blood system.
インペラ３８の後端部４４はその中央部において若干拡
大されており、駆動シャフト３０へ連結されている。し
かし、拡大部分３９はインペラ３８の後端部４４まで外
側ヘテーパ形状を有し、ハウジング３６の流出端部３４
へ流れる血流と干渉しないようになっている。The rear end 44 of the impeller 38 is slightly enlarged at its center and is connected to the drive shaft 30. However, the enlarged portion 39 tapers outward to the rear end 44 of the impeller 38 and the outflow end 34 of the housing 36.
It is designed not to interfere with the blood flow to the body.
螺旋形状の薄片より成るインペラ３８は、ハウジング３
６の中を流れる血流を最大にする一方、血球を傷める可
能性を極力抑えるように設計されている。インペラ３８
は６．０００＋ｐｍから１０．０００＋ｐｍの範囲で回
転され、１分間におよそ３ないし４１の血流を発生する
。しかし、インペラ３８が連続した外形（ｃｏｎｔｏｕ
ｒ）からなる流路を形成されているため、乱流は最小限
に抑えられている。インペラ３８の高圧側で発生される
スラストによって、血流に発生する乱流を最小限に抑え
つつ、血液ポンプ１４の中を血液が引かれる。インペラ
３８は円筒形状のハウジング３６と協働し、連続した、
滑らかな回転流路を形成し、血液流を血液ポンプ１４の
流入端部３２における単純な質量移動からインペラ３８
の後端部４４における変則流へ変換する。このように、
血球への外傷は最小限に抑えられ、なおかつ患者の生命
を維持するのに十分な血流を発生する。An impeller 38 made of a helical thin piece is attached to the housing 3.
It is designed to maximize blood flow through the body while minimizing the possibility of damaging blood cells. impeller 38
is rotated in the range of 6.000+pm to 10.000+pm, producing approximately 3 to 41 blood flows per minute. However, the impeller 38 has a continuous outer shape.
r), turbulence is minimized. The thrust generated on the high pressure side of impeller 38 draws blood through blood pump 14 while minimizing turbulence in the blood flow. The impeller 38 cooperates with a cylindrical housing 36 and has a continuous
Creates a smooth rotating flow path and directs blood flow from simple mass transfer at the inflow end 32 of blood pump 14 to impeller 38
The flow is converted into an irregular flow at the rear end portion 44 of the flow. in this way,
Trauma to the blood cells is minimized, yet sufficient blood flow is generated to sustain the patient's life.
上述した実施例は単に説明のためのものであり、発明を
制限するものではない。従って、この発明による循環補
助ポンプは発明の精神及び範囲から逸脱しない限り如何
なる形によっても実現が可能である。The embodiments described above are merely illustrative and do not limit the invention. Therefore, the circulation auxiliary pump according to the present invention can be realized in any form without departing from the spirit and scope of the invention.
図面はこの発明の実施例を示しており、第１図は心臓の
左心室の中に設置されるポンプの好ましい位置を示すた
めに描かれた人間の心臓の断面図、第２図は患者の大腿
部動脈を介するポンプの挿入を示す図、第３図はポンプ
の部分断面図、第４図は第３図の４−４線断面図、第５
図は第３図の５−５線断面図、第６図は二次元平面内に
描かれた螺旋形状の翼インペラを示す図、第７図は第３
図の７−７線断面図である。
１０・・・左心室
１２・・・心臓
１４・・・血液ポンプ
３０・・・駆動シャフト
３１・・・モータ
３６・・・ハウジング
３８・・・インペラ
４０・・・シャフトスタビライザ
出願人 アメリカン・バイオ；ラド・イン
コーボレーテブド代理人 弁理士 岡田英彦（外３
名）ＦＩＧ、 ７
ＦＩＧ、 ２
ＦＩＧ。
” ＦＩＧ、ｔThe drawings show an embodiment of the invention, FIG. 1 being a cross-sectional view of a human heart drawn to show the preferred location of the pump installed in the left ventricle of the heart, and FIG. Figure 3 is a partial sectional view of the pump; Figure 4 is a sectional view taken along line 4-4 in Figure 3; Figure 5 shows insertion of the pump through the femoral artery;
The figure is a sectional view taken along the line 5-5 in Figure 3, Figure 6 is a diagram showing a spiral-shaped blade impeller drawn in a two-dimensional plane, and Figure 7 is a sectional view taken along the line 5-5 in Figure 3.
It is a sectional view taken along line 7-7 in the figure. 10... Left ventricle 12... Heart 14... Blood pump 30... Drive shaft 31... Motor 36... Housing 38... Impeller 40... Shaft stabilizer Applicant American Bio; RAD Inc. Patent Attorney Hidehiko Okada (3rd party)
name) FIG, 7 FIG, 2 FIG. ”FIG,t
Claims (1)
出ポートとを有する細長い円筒形状のハウジングと、 患者の心臓を補助するために前記のハウジングの中に設
けられたポンプ装置と、 このポンプ装置へ連結された血管外の駆動装置と、 前記ポンプ装置を前記駆動装置へ連結するための駆動シ
ャフトと、 を有し、前記ハウジングが人の血管の中を通して心臓へ
挿入できるような寸法を有し、前記ポンプ装置がその中
を血液を圧送するためにインペラ装置を有し、前記ハウ
ジングが血液を患者の血管システムの中に排出するため
の排出装置を有し、前記駆動装置が前記インペラ装置を
駆動する一時的な使用のための循環補助ポンプ。 ２、前記インペラ装置が前記ハウジングの中に配置され
た螺旋形状の薄片からなるインペラを有し、このインペ
ラが前記ハウジングと協働して連続した回転流路を形成
する特許請求の範囲第１項記載の循環補助ポンプ。 ３、前記インペラがその回転により低圧領域及び高圧領
域を形成するような翼形状を有する特許請求の第２項記
載の循環補助ポンプ。 ４、前記駆動シャフトを前記円筒形状のハウジングの中
の中央に支持するための駆動シャフトスタビライザ装置
が設けられている特許請求の範囲第３項記載の循環補助
ポンプ。 ５、前記ポンプ装置を有する前記円筒形状のハウジング
がカテーテルの先端に取り付けられており、このハウジ
ングが前記カテーテルによって患者の心臓までガイドさ
れる特許請求の範囲第１項記載の循環補助ポンプ。 ６、前記螺旋形状のインペラが先端から後端部までテー
パ状の外形を有する特許請求の範囲第３項記載の循環補
助ポンプ。 ７、前記螺旋形状のインペラが４．０００ｒｐｍから１
０，０００ｒｐｍの範囲の回転速度で駆動される特許請
求の範囲第２項記載の循環補助ポンプ。Claims: 1. An elongated cylindrical housing having at least one inlet port and at least one outlet port; and a pump device disposed within the housing for assisting the heart of a patient; an extravascular drive connected to the pump device; and a drive shaft for connecting the pump device to the drive, the housing being dimensioned to allow insertion through a human blood vessel into the heart. wherein the pump device has an impeller device for pumping blood therethrough, the housing has an evacuation device for ejecting blood into the patient's vascular system, and the drive device has an impeller device for pumping blood therethrough; Circulation auxiliary pump for temporary use to drive the impeller device. 2. Claim 1, wherein the impeller device has an impeller made of a helical foil disposed in the housing, and the impeller cooperates with the housing to form a continuous rotational flow path. Circulation auxiliary pump as described. 3. The circulation auxiliary pump according to claim 2, wherein the impeller has a blade shape that forms a low pressure region and a high pressure region by rotation thereof. 4. The circulation auxiliary pump according to claim 3, further comprising a drive shaft stabilizer device for supporting the drive shaft centrally within the cylindrical housing. 5. The circulatory assist pump according to claim 1, wherein the cylindrical housing having the pump device is attached to the tip of a catheter, and the housing is guided to the patient's heart by the catheter. 6. The circulation auxiliary pump according to claim 3, wherein the helical impeller has a tapered outer shape from the tip to the rear end. 7. The helical impeller rotates from 4.000 rpm to 1
The circulation auxiliary pump according to claim 2, which is driven at a rotational speed in the range of 0,000 rpm.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2302303A JPH04176471A (en) | 1990-11-06 | 1990-11-06 | Circulation auxiliary pump |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2302303A JPH04176471A (en) | 1990-11-06 | 1990-11-06 | Circulation auxiliary pump |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04176471A true JPH04176471A (en) | 1992-06-24 |
Family
ID=17907350
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2302303A Pending JPH04176471A (en) | 1990-11-06 | 1990-11-06 | Circulation auxiliary pump |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04176471A (en) |
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-
1990
- 1990-11-06 JP JP2302303A patent/JPH04176471A/en active Pending
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