輔助人工心臟系統的制作方法
【專利摘要】本發明提供一種輔助人工心臟系統，其具備：輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納旋轉部的外殼；導入側人工血管，向輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于，在以一定周期使流量增減并吐出液體的液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差為在液體吐出源上未連接輔助人工心臟系統的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差的40％以上。根據本發明的輔助人工心臟系統，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
【專利說明】輔助人工心臟系統【技術領域】
[0001]本發明涉及輔助人工心臟系統。
【背景技術】
[0002]以往，已知有一種輔助人工心臟系統，其具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納旋轉部的外殼；導入側人工血管，向輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從輔助人工心臟泵輸出液體(例如參照專利文獻I及非專利文獻I)。
圖5是現有的輔助人工心臟系統中的輔助人工心臟泵900的分解立體圖。如圖5所示，輔助人工心臟泵900具備:旋轉部910，具有葉輪912 ;及外殼920、922，收納旋轉部910。根據現有的輔助人工心臟系統，能夠在心臟移植之前的期間中，輔助心臟疾病患者的心臟的功能。
[0003]專利文獻1:日本國特表2009-523488號公報
[0004]非專利文獻I:Jeffrey A LaRose、其他 3 名、“American Society of ArtificialInternal Organs journal ”、2010 年、第 56 卷、第 4 號、p.285 ~289。
[0005]然而，心臟疾病的治療非常困難，當前除心臟移植以外沒有根本的治療方法的情況也較多。但是，由 于心臟移植的條件很少能立即完備(例如必須等待適合于患者的捐獻者的出現等等)，因此等待心臟移植的心臟疾病患者(待移植患者)處于在實現心臟移植之前必須長期等待的狀況。因此，心臟移植手術之前的期間變得非常長，有時最終也無法進行心臟移植手術。另外，鑒于上述狀況，還產生了不進行心臟移植手術而終身使用輔助人工心臟系統的想法。
[0006]如上所述，存在如下傾向，使用輔助人工心臟系統的使用者(以下僅稱為使用者)使用輔助人工心臟系統的期間比以往設想的期間長。因此，抑制長期使用輔助人工心臟系統時使用者的健康狀態惡化的程度的重要性進一步提高。
【發明內容】
[0007]于是，本發明是鑒于上述情況而進行的，目的在于提供輔助人工心臟系統，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0008]本發明的發明人想到為了抑制使用者的健康狀態惡化的程度，重要的是從輔助人工心臟系統吐出的血流的搏動性，從而完成了本發明。即，具備旋轉部的輔助人工心臟泵通過使旋轉部以一定轉速旋轉，從而生成本質上不具有搏動性的血流。但是，由于心臟是通過肌肉的伸縮(搏動)而使血液移動，因此從使用者的健康狀態的觀點出發，可以考慮優選具有搏動性的血流。本發明是使用具備旋轉部的輔助人工心臟泵的輔助人工心臟系統，且能夠有效利用由心臟的搏動產生的血流的搏動性，其由以下要素構成。
[0009](I)本發明的輔助人工心臟系統具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于，在以一定周期使流量增減并吐出液體的液體吐出源上連接有所述輔助人工心臟系統的狀態下的所述液體的最大流量與最小流量的差為在所述液體吐出源上未連接所述輔助人工心臟系統的狀態下的所述液體的最大流量與最小流量的差的40%以上。
[0010]根據本發明的輔助人工心臟系統，由于在液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統的狀態下的 液體的最大流量與最小流量的差為在液體吐出源上未連接輔助人工心臟系統的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差的40%以上，因此相對于揚程的變動，流量的變動變得足夠大。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0011]另外，從上述觀點出發，優選輔助人工心臟系統吐出的液體的最大流量與最小流量的差為未連接輔助人工心臟系統時液體吐出源吐出的液體的最大流量與最小流量的差的60%以上，進一步優選為80%以上。另外，不用說理想上最優選為100%。
[0012]“液體吐出源”在體內實際使用輔助人工心臟系統時為心臟，在體外測試輔助人工心臟系統時是模擬心臟功能的設備。
“連接有輔助人工心臟系統的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差”并不是以僅查看輔助人工心臟系統中的輔助人工心臟泵時的流量(所謂的泵流量)計算出的差值，而是以查看包括液體吐出源、輔助人工心臟系統等的整體時的流量(所謂的總流量)計算出的差值。
[0013]在本說明書中“輔助人工心臟泵”是指輔助人工心臟系統的主要部件，是指通過對血液賦予移動力，從而對因疾病而衰弱的心臟進行輔助的泵。
另外，“輔助人工心臟系統”是指用于在因疾病而衰弱的心臟上安裝使用的一套設備，是指主要輔助血液移動的系統。
另外，“人工血管”中包括由布、軟質樹脂等構成的可撓性的人工血管和由硬質樹脂、金屬等構成的管狀人工血管雙方。
本發明的輔助人工心臟系統優選由在實際使用時植入人體使用的(也就是為了植入人體使用而足夠小型的)植入型輔助人工心臟系統構成。
[0014](2)本發明的輔助人工心臟系統具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于，將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程，在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時,在比關閉揚程低20mmHg壓力的點,流量為5L/min以上。
[0015]根據本發明的輔助人工心臟系統，由于在比關閉揚程低20mmHg壓力的點，流量為5L/min以上，因此與現有的輔助人工心臟系統相比，相對于揚程的大小，流量變得足夠大，可以充分有效利用由心臟的搏動產生的血液的搏動性。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0016]另外，從上述觀點出發，在比關閉揚程低20mmHg壓力的點，優選流量為8L/min以上，進一步優選為10L/min以上。
[0017]“關閉揚程”是指流量為OL/min時的揚程。
[0018](3)本發明的輔助人工心臟系統具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于，將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程，在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時，揚程為1OOmmHg且流量為5L/min的點上的所述曲線的斜度處于-5~O的范圍內。
[0019]根據本發明的輔助人工心臟系統，由于在上述條件下，揚程為IOOmmHg且流量為5L/min的點上的曲線斜度處于_5~O的范圍內，因此與現有的輔助人工心臟系統相比，相對于揚程的變動，流量的變動變得足夠大，可以充分有效利用由心臟的搏動產生的血液的搏動性。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0020]另外，使曲線斜度處于-5~O的范圍內是因為曲線斜度小于-5時，則很難相對于揚程的變動而使流量的變動足夠大，而曲線斜度大于O時，則盡管揚程變大而流量也還是變大，由此并不是有意義的值。從上述觀點出發，優選曲線斜度處于-4~O的范圍內，進一步優選處于-3~O的范圍內。
[0021](4)本發明的輔助人工心臟系統具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于，在使所述旋轉部的轉速一定而使液體流動時，相對于揚程的變動，流量的變動較大。
[0022]因此，根據本發明的輔助人工心臟系統，由于相對于揚程的變動(也就是由心臟的搏動產生的壓力變動)，流量的變動較大，因此可以充分有效利用由心臟的搏動產生的血液的搏動性。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0023]另外，“使旋轉部的轉速一定”是指如果揚程不變化則使轉速一定，而不是使旋轉部的轉速絕對一定。
[0024](5)在本發明的輔助人工心臟系統中，優選將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體，在所述輔助人工心臟泵停止的狀態下，使流量為6L/min而測定壓損時，所述壓損為25mmHg以下。
[0025]通過如此構成，能夠使壓損足夠低并充分利用血流的搏動性。
[0026]另外,進一步優選輔助人工心臟系統的壓損處于5mmHg~20mmHg的范圍內。這是因為該壓損大于20mmHg時，則有時很難使壓損足夠低并充分利用血流的搏動性，而該壓損小于5mmHg時，則由于旋轉部設計上的問題，有時無法充分確保使血液移動的力。
[0027]在本說明書中，“輔助人工心臟系統的壓損”是指當使輔助人工心臟系統中的輔助人工心臟泵處于停止狀態，以規定流量(6L/min)流入工作液體時，該液體從導入側人工血管經由輔助人工心臟泵而流通至輸出側人工血管所需的壓力。
[0028](6)在本發明的輔助人工心臟系統中，優選所述輔助人工心臟泵由離心式輔助人工心臟泵構成，從所述導入側人工血管到所述輔助人工心臟泵中的血液導入部之間的最小內徑除以所述葉輪的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內。
[0029]通過如此構成，能夠使壓損足夠低并充分利用血流的搏動性，并且，能夠成為足夠小型的輔助人工心臟系統。[0030]另外，使從導入側人工血管到輔助人工心臟泵中的血液導入部之間的最小內徑除以葉輪的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內是因為該數值小于0.2時，則由于最小內徑變得過小，因此有時很難使壓損足夠低并充分利用血流的搏動性，而該數值大于0.8時，則有時很難成為足夠小型的輔助人工心臟系統。
[0031] (7)在本發明的輔助人工心臟系統中，優選所述輔助人工心臟泵由離心式輔助人工心臟泵構成，從所述輸出側人工血管到所述輔助人工心臟泵中的血液輸出部之間的最小內徑除以所述葉輪的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內。
[0032]通過如此構成，能夠使壓損足夠低并充分利用血流的搏動性，并且，能夠成為足夠小型的輔助人工心臟系統。
[0033]另外，使從輸出側人工血管到輔助人工心臟泵中的血液輸出部之間的最小內徑除以葉輪的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內是因為該數值小于0.2時，則由于最小內徑變得過小，因此有時很難使壓損足夠低并充分利用血流的搏動性，而該數值大于0.8時，則有時很難成為足夠小型的輔助人工心臟系統。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0034]圖1是為了說明實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100而示出的圖。
圖2是為了說明實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100中的輔助人工心臟泵110而示出的圖。
圖3是為了說明使用實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100和液體吐出源而測定的血流的情況而示出的曲線圖。
圖4是為了說明實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100的揚程和流量的關系而示出的曲線圖。
圖5是現有的輔助人工心臟系統中的輔助人工心臟泵900的分解立體圖。
符號說明
10-旋轉部；12_葉輪；20_外殼；22_容納部；30_血液導入部；40_血液輸出部；100_輔助人工心臟系統；110-輔助人工心臟泵；120-導入側人工血管；130_輸出側人工血管；140-纜線。
【具體實施方式】
[0035]下面，根據圖示的實施方式對本發明的輔助人工心臟泵進行說明。
[0036](實施方式)
圖1是為了說明實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100而示出的圖。圖1(a)是示出實際使用輔助人工心臟系統100時的情況的圖，圖1 (b)是拔出輔助人工心臟系統100中的輔助人工心臟泵110、導入側人工血管120及輸出側人工血管130而表示的主視圖。
圖2是為了說明實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100中的輔助人工心臟泵110而示出的圖。圖2(a)是輔助人工心臟泵110的俯視圖，圖2(b)是輔助人工心臟泵110的剖視圖，圖2(c)是旋轉部10的主視圖。
[0037]圖3是為了說明使用實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100和液體吐出源而測定的血流的情況而示出的曲線圖。圖3(a)是表示在模擬心力衰竭心臟的設備(搏動模擬器)上未連接輔助人工心臟系統100的狀態下的血流情況的曲線圖，圖3(b)是表示在該設備上連接有輔助人工心臟泵110的狀態下的血流情況的曲線圖。圖3的縱軸表示流量(L/min)，橫軸表示時間(sec)。圖3的曲線圖中由實線表示的是查看包括液體吐出源、輔助人工心臟系統等的整體時的液體流量(總流量)，由點劃線表示的是僅查看輔助人工心臟泵時的流量(泵流量)。
[0038]圖4是為了說明實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100的揚程和流量的關系而示出的曲線圖。另外，上邊的曲線是揚程為IOOmmHg時使流量為5L/min的曲線，下邊的曲線是使關閉揚程為80mmHg的曲線。與上邊的曲線接觸的虛線是揚程lOOmmHg、流量5L/min的點上的切線。
[0039]實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100具備輔助人工心臟泵110、導入側人工血管120、輸出側人工血管130、纜線140及控制部150 (未圖示)。控制部150通過纜線140而與輔助人工心臟泵110連接，控制輔助人工心臟泵110的工作。另外，輔助人工心臟系統100是在實際使用時植入人體而使用的植入型輔助人工心臟系統。
[0040]如圖2所示，輔助人工心臟泵110是離心式輔助人工心臟泵，具備:旋轉部10 (參照圖2 (c))，具有葉輪12 ;及外殼20，收納旋轉部10。另外，雖然輔助人工心臟泵110除上述的構成部件以外，還具備對旋轉部10進行旋轉驅動的驅動部、實現輔助人工心臟泵110內部的潤滑、冷卻、密封性的保持等功能的冷卻密封液(也稱為凈化液，例如水或生理鹽水)的流路等，但是由于與本發明并無直接關聯，因此省略說明、符號的圖示等。
[0041]在輔助人 工心臟泵110中，旋轉部10通過旋轉軸而與驅動部直接連接。旋轉部10的軸承部分呈機械密封，成為防止血液進入的結構。
[0042]外殼20具有:容納部22，容納旋轉部；血液導入部30，從輔助人工心臟泵110外向輔助人工心臟泵110內導入血液；及血液輸出部40，從輔助人工心臟泵110內向輔助人工心臟泵110外(大動脈)輸出血液。血液導入部30與導入側人工血管120連接，血液輸出部40與輸出側人工血管130連接。另外，血液導入部及血液輸出部也可以與外殼另行設置。
[0043]另外，作為實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100所使用的輔助人工心臟泵110，例如可以使用具有如下特征的輔助人工心臟泵。
在輔助人工心臟泵110中，輔助人工心臟泵110工作時的葉輪12和外殼20的內壁的最小間隔處于0.1mm~2.0mm的范圍內，進一步而言處于0.5mm~0.8mm的范圍內，例如為
0.6mmο
[0044]在輔助人工心臟泵110中，將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體，在輔助人工心臟泵Iio停止的狀態下，使流量為6L/min而測定壓損時，壓損為20mmHg以下，進一步而言處于5mmHg~16mmHg的范圍內，例如為14mmHg。
[0045]在輔助人工心臟泵110中，旋轉部10的體積除以外殼20的內部容量后的數值處于0.01~0.50的范圍內，進一步而言處于0.06~0.12的范圍內，例如為0.09。另外，“外殼的內部容量”并不是僅指外殼中容納葉輪的部分(容納部22)的內部容量，而是指外殼整體的內部容量，其包括導入血液的部分(能夠與導入側人工血管連接、分離的部分)的內部容量以及輸出血液的部分(能夠與輸出側人工血管連接、分離的部分)的內部容量。
[0046]通過具備具有如上構成的輔助人工心臟泵110，能夠使壓損足夠低并充分利用血流的搏動性，并且，能夠充分確保旋轉部使血液移動的力。
[0047]導入側人工血管120向輔助人工心臟泵110導入液體。實際使用時，導入側人工血管120連接心臟和輔助人工心臟泵110，向輔助人工心臟泵110導入血液(參照圖1(a))。導入側人工血管120是由布、軟質樹脂等構成的可撓性的人工血管，長度例如為7.2cm。
輸出側人工血管130從輔助人工心臟泵110輸出液體。實際使用時，輸出側人工血管120連接輔助人工心臟泵110和大動脈，從輔助人工心臟泵110輸出血液。輸出側人工血管130是由布、軟質樹脂等構成的可撓性的人工血管，長度例如為25cm。
[0048]輔助人工心臟系統100在使旋轉部10的轉速一定而使液體(在體內使用時為血液)流動時，相對于揚程的變動，流量的變動較大。
[0049]在此，對得到圖3的曲線的方法進行說明。圖3的曲線是通過實際制造具有與實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100 —樣的構成的輔助人工心臟系統,在模擬從心臟輸出血液的搏動模擬器上連接該輔助人工心臟系統而進行實驗，將其結果曲線化而得到的。作為試驗用工作液體，例如使用以粘度3.5cP制備的甘油水溶液。另外，曲線的結果(波形)中反映了由閥的開閉引起的壓力尖峰波形等的干擾要因。
[0050]如圖3(a)所示，在液體吐出源上未連接輔助人工心臟系統100的狀態下的液體的最大流量(平均最大流量為6.29L/min)與最小流量(平均最小流量為2.45L/min)的差為3.84L/min。另外，如圖3(b)所示，在液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統100的狀態下的液體的最大流量(平均最大流量為8.25L/min)與最小流量(平均最小流量為4.91L/min)的差為3.34L/min。因此，在輔助人工心臟系統100中，在以一定周期使流量增減并吐出液體的液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統100的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差為在液體吐出源上未連接輔助人工心臟系統100的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差的40%以上,進一步而言為80%以上,具體為約87%。
[0051]另外，如圖3(b)所示，在液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統100的狀態下的泵流量的最大流量(平均最大流量為11.73L/min)與最小流量(平均最小流量為1.38L/min)的差為10.35L/min。因此，在輔助人工心臟系統100中，在以一定周期使流量增減并吐出液體的液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統100的狀態下的泵流量的最大流量與最小流量的差為在液體吐出源上未連接輔助人工心臟系統100的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差的200%以上，進一步而言為250%以上，具體為約270%。
[0052]因此，由于實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100具備輔助人工心臟泵110，其中在液體吐出源上連接有輔助人工心臟泵的狀態下的泵流量的最大流量與最小流量的差為在液體吐出源上未連接輔助人工心臟泵的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差的200%以上，因此相對于揚程的變動，流量的變動變得足夠大。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0053]另外，在此，對得到圖4的曲線的方法進行說明。圖4的曲線是通過制造具有與實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100 —樣的構成的輔助人工心臟系統，使用該輔助人工心臟系統進行實驗，根據其結果制作曲線而得到的。作為試驗用工作液體，使用以粘度
3.5cP制備的甘油水溶液。
[0054]如圖4所示，輔助人工心臟系統100將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程，在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時,在比關閉揚程低20mmHg壓力的點,流量為5L/min以上,進一步而言為10L/min以上。
[0055]另外，同樣如圖4所示，輔助人工心臟系統100將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程，在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時，揚程為IOOmmHg且流量為5L/min的點上的前述曲線的斜度處于-5~O的范圍內，進一步而言處于-3~O的范圍內，具體為約-2.6。
[0056]在輔助人工心臟系統100中，將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體，在輔助人工心臟泵110停止的狀態下，使流量為6L/min而測定壓損時，壓損為25mmHg以下，進一步而言處于5mmHg~20mmHg的范圍內，例如為18mmHg。
[0057]葉輪12的旋轉直徑(參照圖2 (C)的dl)為40mm，從導入側人工血管120到輔助人工心臟泵Iio中的血液導入部30之間的最小內徑為16mm。因此，從導入側人工血管120到輔助人工心臟泵110中的血液導入部30之間的最小內徑除以葉輪12的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內，具體為0.4。另外，雖然省略圖示的說明，但是從導入側人工血管120到輔助人工心臟泵110中的血液導入部30之間的內徑被統一為16mm(還參照圖2 (b)的 d2)。
[0058]另外，從輸出側人工血管130到輔助人工心臟泵110中的血液輸出部40之間的最小內徑為10mm。因此，在輔助人工心臟系統100中，從輸出側人工血管130到輔助人工心臟泵110中的血液輸出部40之間的最小內徑除以葉輪12的旋轉直徑后的數值處于0.2~
0.8的范圍內，具體為0.25。另外，雖然省略圖示的說明，但是從輸出側人工血管130的末端部到輔助人工心臟泵110中的血液輸出部40之間的內徑被統一為16mm。從輸出側人工血管130到輔助人工心臟泵110中的血液輸出部40之間內徑呈最小的是血液輸出部40和容納部22的接合部附近(血液導入部40的里側，參照圖2(b)的d3)，最小內徑是該部分的直徑。
[0059]下面，記載實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100的效果。
[0060]根據實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100，由于在液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統100的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差為在液體吐出源上未連接輔助人工心臟系統100的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差的40%以上，因此相對于揚程的變動，流量的變動變得足夠大。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0061]另外，根據實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100，由于在比關閉揚程低20mmHg壓力的點，流量為5L/min以上，因此與現有的輔助人工心臟系統相比，相對于揚程的大小，流量變得足夠大，可以充分有效利用由心臟的搏動產生的血液的搏動性。其結果，與現有的輔助人 工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0062]另外，根據實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100，由于揚程為IOOmmHg且流量為5L/min的點上的曲線斜度處于_5~O的范圍內，因此與現有的輔助人工心臟系統相比，相對于揚程的變動，流量的變動變得足夠大，可以充分有效利用由心臟的搏動產生的血液的搏動性。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0063]另外，根據實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100，由于相對于揚程的變動，流量的變動較大，因此可以充分有效利用由心臟的搏動產生的血液的搏動性。其結果，與現有的輔助人工心臟系統相比，能夠抑制長期使用時使用者的健康狀態惡化的程度。
[0064]另外，根據實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100，由于將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體，在輔助人工心臟泵110停止的狀態下，使流量為6L/min來測定壓損時，壓損為25mmHg以下，因此能夠使壓損足夠低并充分利用血液的搏動性。
[0065]另外，根據實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100，由于輔助人工心臟泵110由離心式輔助人工心臟泵構成，從導入側人工血管120到輔助人工心臟泵110中的血液導入部30之間的最小內徑除以葉輪12的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內，因此能夠使壓損足夠低并充分利用血液的搏動性，并且，能夠成為足夠小型的輔助人工心臟系統。
[0066]另外，根據實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100，由于從輸出側人工血管130到輔助人工心臟泵110中的血液輸出部40之間的最小內徑除以葉輪12的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內，因此能夠使壓損足夠低并充分利用血液的搏動性，并且，能夠成為足夠小型的輔助人工心臟系統。
[0067]以上，雖然根據上述實施方式說明了本發明，但是本發明并不限定于上述的實施方式。在不脫離其主旨的范圍內能夠在各種形態中進行實施，例如也能夠進行如下變形。
[0068](1)上述實施方式中記載的各構成部件的尺寸、個數、材質及形狀是例示，能夠在不損害本發明效果的范圍內進行變更。
[0069](2)上述實施方式所涉及的輔助人工心臟系統100具備如下4個特征，即:“在以一定周期使流量增減并吐出液體的液體吐出源上連接有輔助人工心臟系統的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差為在液體吐出源上未連接輔助人工心臟系統的狀態下的液體的最大流量與最小流量的差的40%以上”;“將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程，在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時，在比關閉揚程低20mmHg壓力的點，流量為5L/min以上”；“將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程,在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時,揚程為IOOmmHg且流量為5L/min的點上的曲線斜度處于_5~O的范圍內”;以及“使旋轉部10的轉速一定而使液體流動時，相對于揚程的變動，流量的變動較大”，但是本發明并不限定于此。只要是具備上述4個特征中任意I個特征的輔助人工心臟系統，其具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納旋轉部的外殼；導入側人工血管，向輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從輔助人工心臟泵輸出液體，則也屬于本發明的范圍。
[0070](3)在上述實施方式中，雖然作為導入側人工血管及輸出側人工血管，使用由布、軟質樹脂等構成的可撓性的人工血管，但是本發明不限定于此。例如，作為導入側人工血管及輸出側人工血管，也可以使用由硬質樹脂、金屬等構成的管狀的人工血管。
【權利要求】
1.一種輔助人工心臟系統，其具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于， 在以一定周期使流量增減并吐出液體的液體吐出源上連接有所述輔助人工心臟系統的狀態下的所述液體的最大流量與最小流量的差為在所述液體吐出源上未連接所述輔助人工心臟系統的狀態下的所述液體的最大流量與最小流量的差的40%以上。
2.一種輔助人工心臟系統，其具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于， 將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程,在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時， 在比關閉揚程低20mmHg壓力的點，流量為5L/min以上。
3.一種輔助人工心臟系統，其具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于， 將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體來測定揚程和流量的關系，在一定轉速下，在縱軸上以mmHg單位取揚程,在橫軸上以L/min單位取流量制作曲線時， 揚程為IOOmmHg且流量為5L/min的點上的所述曲線的斜度處于_5~O的范圍內。
4.一種輔助人工心臟系統，其具備:輔助人工心臟泵，具備具有葉輪的旋轉部及收納所述旋轉部的外殼；導入側人工血管，向所述輔助人工心臟泵導入液體；及輸出側人工血管，從所述輔助人工心臟泵輸出液體，其特征在于， 在使所述旋轉部的轉速一定而使液體流動時， 相對于揚程的變動，流量的變動較大。
5.根據權利要求1至4中任意一項所述的輔助人工心臟系統，其特征在于，將粘度及密度與血液相當的液體作為工作液體，在所述輔助人工心臟系統停止的狀態下，使流量為6L/min而測定壓損時， 所述壓損為25mmHg以下。
6.根據權利要求1至5中任意一項所述的輔助人工心臟系統，其特征在于，所述輔助人工心臟泵由離心式輔助人工心臟泵構成， 從所述導入側人工血管到所述輔助人工心臟泵中的血液導入部之間的最小內徑除以所述葉輪的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內。
7.根據權利要求1至6中任意一項所述的輔助人工心臟系統，其特征在于，所述輔助人工心臟泵由離心式輔助人工心臟泵構成， 從所述輸出側人工血管到所述輔助人工心臟泵中的血液輸出部之間的最小內徑除以所述葉輪的旋轉直徑后的數值處于0.2~0.8的范圍內。
【文檔編號】A61M1/12GK103957959SQ201280059084
【公開日】2014年7月30日 申請日期:2012年3月27日 優先權日:2012年3月27日
【發明者】宮越貴之, 小林信治, 金箱秀樹, 北野智哉 申請人:株式會社太陽醫療技術研究所