JP2005124918A - Electric machine-driven artificial heart - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a method for controlling the motor speed of a capacity variable type artificial heart where long-period durability is obtained. <P>SOLUTION: The capacity variable type auxiliary artificial heart is provided with: a roller screw; a nut screwed to the roller screw and integrated to the rotor of a motor; a speed controller for controlling the rotational speed of the motor; and a variable capacity chamber where shrinkage and expansion are repeated on the basis of the reciprocating movement of the roller screw. The speed controller accelerates the rotation of the motor in the capacity expansion period of the variable capacity chamber to the prescribed highest speed and thereafter decelerates it continuously to a speed 0. Thus, stopping of the roller screw in the expansion period becomes gentle, and hence a shock at that time is reduced and durability is improved. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

Translated fromJapanese

本発明は、体内に完全に埋め込まれる電気機械駆動式人工心臓に関し、特に、その耐久性を向上させる技術に関する。  The present invention relates to an electromechanically driven artificial heart that is completely implanted in the body, and more particularly to a technique for improving its durability.

体内完全埋め込み型の人工心臓として、ポンプハウジング内に、モータと、モータのローターと一体化されたナットと、ナットに螺合されるとともに回転不能とされたローラねじと、そのローラねじの先端に固定された押圧板と、押圧板によって駆動させられるダイヤフラムとを備え、ポンプハウジングとダイヤフラムとの間に、血液流入口と血液流出口とを備えた可変容積室が形成されている電気機械駆動式人工心臓が知られている。  As a fully implantable artificial heart, a pump, a nut integrated with the rotor of the motor, a roller screw screwed into the nut and made non-rotatable, and a tip of the roller screw An electromechanical drive type comprising a fixed pressing plate and a diaphragm driven by the pressing plate, and a variable volume chamber having a blood inlet and a blood outlet is formed between the pump housing and the diaphragm. An artificial heart is known.

上記電気機械駆動式人工心臓では、ナットに螺合されたローラねじが回転不能とされていることから、モータが回転させられることによりナットが回転させられると、ローラねじは直線運動し、ローラねじの先端に固定された押圧板がダイヤフラムを押圧するので、可変容積室の容積が小さくなって、可変容積室内の血液が血液流出口から送り出される。そして、モータが逆方向に回転させられると、押圧板がダイヤフラムから離れる方向に移動して、ダイヤフラムは、血液流入口からの血液流入圧およびダイヤフラム自身の弾性復帰力により可変容積室の容積が大きくなる方向に変形するので、血液流入口から可変容積室内へ血液が流入する。なお、この型式の人工心臓には、可変容積室を１つだけ備え、心臓を切除しないで用いる補助人工心臓と、可変容積室を２つ備え、心臓を切除して、２つの可変容積室の交互の拍動により血液循環を維持する全置換型人工心臓とがある。  In the electromechanical artificial heart, the roller screw screwed to the nut is not rotatable. Therefore, when the nut is rotated by rotating the motor, the roller screw linearly moves and the roller screw Since the pressing plate fixed to the tip of the pressing member presses the diaphragm, the volume of the variable volume chamber is reduced, and the blood in the variable volume chamber is sent out from the blood outlet. When the motor is rotated in the reverse direction, the pressing plate moves away from the diaphragm, and the diaphragm has a large volume of the variable volume chamber due to the blood inflow pressure from the blood inlet and the elastic return force of the diaphragm itself. Therefore, blood flows from the blood inlet into the variable volume chamber. This type of artificial heart includes only one variable volume chamber, and includes an auxiliary artificial heart that is used without excising the heart and two variable volume chambers. There is a total replacement artificial heart that maintains blood circulation by alternating pulsations.

一度、人工心臓を体内に埋め込んでしまうと、簡単には取り出せないことから、体内埋め込み式の人工心臓には、長期耐久性が要求される。しかし、上記電気機械駆動式の人工心臓は、従来、ローラねじが最もモータ側の位置で一旦停止する際に生じる衝撃が比較的大きく、また、人工心臓は、一日に平均１０万回前後（平均心拍数８０拍／分）の収縮、拡張が行われるので、衝撃が繰り返されることによるラジアルベアリング等の機械的負荷が大きい。そのため、これまで、上記電気機械駆動式の人工心臓は機械的耐久性に問題があった。  Once an artificial heart is implanted in the body, it cannot be easily removed. Therefore, a long-term durability is required for an implantable artificial heart. However, the above-mentioned electromechanical artificial heart has hitherto been relatively large in impact when the roller screw stops at the most motor side position, and the artificial heart has an average of about 100,000 times a day ( Since contraction and expansion of an average heart rate of 80 beats / minute are performed, a mechanical load such as a radial bearing due to repeated impact is large. Therefore, heretofore, the electromechanical artificial heart has a problem in mechanical durability.

本発明は、以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、長期耐久性が得られる体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓を提供することにある。  The present invention has been made in the background of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a fully implantable electromechanical drive artificial heart that can achieve long-term durability.

かかる目的を達成する第１発明は、(a)ねじと、そのねじと螺合するナットとを有し、そのナットの回転により、そのナットに対してそのねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、(b)その往復運動装置を駆動させるモータと、(c)そのモータの回転速度を制御する速度制御装置と、(d)血液流入口と血液流出口とを有し、その往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室とを備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、(e)前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期におけるモータの回転速度を、所定の最高速度とした後、速度０まで連続的に減少させることを特徴とする。  A first invention that achieves such an object includes (a) a screw and a nut that is screwed to the screw, and reciprocating the screw relative to the nut in both axial directions by rotation of the nut. An exercise device, (b) a motor for driving the reciprocation device, (c) a speed control device for controlling the rotational speed of the motor, and (d) a blood inlet and a blood outlet, A fully implantable electromechanical drive artificial heart with a variable volume chamber that repeatedly contracts and expands based on a reciprocating motion of the exercise device, and (e) the speed control device includes the variable volume chamber. The rotational speed of the motor in the volume expansion period is set to a predetermined maximum speed and then continuously reduced to a speed of 0.

また、第２発明は、(a)ねじと、そのねじと螺合するナットとを有し、そのナットの回転により、そのナットに対してそのねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、(b)その往復運動装置を駆動させるモータと、(c)そのモータの回転速度を制御する速度制御装置と、(d)血液流入口と血液流出口とを有し、その往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室とを備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、(e)前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期における前記モータの回転速度を、所定の最高速度とした後、その最高速度と速度０との間の中間速度を経て、速度０とすることを特徴とする。  Further, the second invention includes (a) a reciprocating motion device having a screw and a nut screwed to the screw, wherein the screw relatively moves in the axial direction with respect to the nut by rotation of the nut. (B) a motor that drives the reciprocating device, (c) a speed control device that controls the rotational speed of the motor, and (d) a blood inlet and a blood outlet, A fully implantable electromechanical drive type artificial heart having a variable volume chamber that repeatedly contracts and expands based on a reciprocating motion, and (e) the speed control device has a volume expansion period of the variable volume chamber After the rotational speed of the motor in (1) is set to a predetermined maximum speed, the speed is set to 0 through an intermediate speed between the maximum speed and 0.

また、第３発明は、第１発明または第２発明の電気機械駆動式人工心臓において、前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張時には、前記モータを駆動制御する制御電圧を、所定の最高電圧とし、次いで、その最高電圧よりも低い所定の中間電圧にて所定時間保持した後、０とすることを特徴とする。  According to a third aspect of the present invention, in the electromechanical artificial heart according to the first or second aspect of the invention, the speed control device applies a control voltage for driving and controlling the motor when the volume of the variable volume chamber is expanded. It is characterized in that it is set to the maximum voltage, and then is set to 0 after being held for a predetermined time at a predetermined intermediate voltage lower than the maximum voltage.

また、第４発明は、第１発明乃至第３発明の電気機械駆動式人工心臓において、前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、その可変容積室の容積収縮終了時まで、連続的にまたは段階的に上昇させることを特徴とする。  According to a fourth aspect of the present invention, in the electromechanical artificial heart according to the first to third aspects of the invention, the speed control device applies a control voltage for driving and controlling the motor at the start of volumetric contraction of the variable volume chamber. A predetermined first voltage value at which the motor can be started is set, and thereafter, the voltage is increased continuously or stepwise until the end of volume contraction of the variable volume chamber.

また、第５発明は、第１発明乃至第３発明の電気機械駆動式人工心臓において、前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、その可変容積室の容積収縮終了時まで、上昇率が漸次小さくなる指数関数的に上昇させることを特徴とする。  Further, a fifth invention is the electromechanical drive type artificial heart of the first invention to the third invention, wherein the speed control device applies a control voltage for driving and controlling the motor at the start of volume contraction of the variable volume chamber. A predetermined first voltage value at which the motor can be started is set, and thereafter, the rate of increase is increased exponentially until the volumetric contraction of the variable volume chamber ends.

上記第１発明によれば、可変容積室の容積拡張期における往復運動装置の停止が緩やかになるので、その際の衝撃が減少し、耐久性が向上する。また、衝撃として失われるエネルギーが少なくなるので、人工心臓の効率も向上する。  According to the first aspect of the present invention, the reciprocating device stops gently during the volume expansion period of the variable volume chamber, so that the impact at that time is reduced and the durability is improved. In addition, since the energy lost as an impact is reduced, the efficiency of the artificial heart is also improved.

また、第２発明の場合にも、可変容積室の容積拡張期における往復運動装置の停止が緩やかになるので、その際の衝撃が減少し、耐久性が向上する。また、衝撃として失われるエネルギーが少なくなるので、人工心臓の効率も向上する。  Also in the case of the second invention, since the stop of the reciprocating device during the volume expansion period of the variable volume chamber becomes gentle, the impact at that time is reduced and the durability is improved. In addition, since the energy lost as an impact is reduced, the efficiency of the artificial heart is also improved.

また、第３発明は、モータの回転速度を第１発明または第２発明のように変化させるための制御電圧の一態様であり、第１発明または第２発明と同様の効果が得られる。  The third invention is an aspect of the control voltage for changing the rotation speed of the motor as in the first invention or the second invention, and the same effect as the first invention or the second invention is obtained.

第４発明または第５発明によれば、可変容積室の容積収縮期におけるモータの回転速度が緩やかに最高速度まで上昇することから、その容積収縮開始時のモータ電流にピークがなくなるとともに、収縮期における可変容積室内圧の変化および可変容積室から拍出される血液流量の変化が少なくなるので、人工心臓の効率がさらに向上する。  According to the fourth or fifth invention, since the rotational speed of the motor during the volume contraction period of the variable volume chamber gradually increases to the maximum speed, the motor current at the start of the volume contraction has no peak, and the contraction period. Since the change in the variable volume chamber pressure and the change in the blood flow rate pumped out from the variable volume chamber are reduced, the efficiency of the artificial heart is further improved.

以下、本発明の実施例を図面を参照しつつ詳細に説明する。図１は、本発明が適用された電気機械駆動式の容積置換型補助人工心臓（以下、単に補助人工心臓という）１０の全体構造を示す図である。補助人工心臓１０は、腹部や胸腔内に埋め込まれる体内埋め込み部１２と、体外から体内埋め込み部１２に電力を供給する体外部１４とからなる。  Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram showing the entire structure of an electromechanical drive type volume replacement type auxiliary artificial heart (hereinafter simply referred to as an auxiliary artificial heart) 10 to which the present invention is applied. The auxiliaryartificial heart 10 includes an in-vivo embeddedportion 12 that is embedded in the abdomen and the chest cavity, and anexternal body 14 that supplies power to the in-vivo embeddedportion 12 from outside the body.

体内埋め込み部１２は、心臓補助ポンプ２０、速度制御装置７０、体内バッテリー７２、体積補償装置７４、および二次コイル７６を備え、心臓補助ポンプ２０と速度制御装置７０、速度制御装置７０と体内バッテリー７２、体内バッテリー７２と二次コイル７６が、それぞれ配線７８、８０、８２で接続され、心臓補助ポンプ２０と体積補償装置７４とが配管８４により接続された構造を有している。一方、体外部１４は、外部バッテリー９０と一次コイル９２とを有し、それら外部バッテリー９０と一次コイル９２とが配線９４により接続された構造である。  Theimplantable part 12 includes acardiac assist pump 20, aspeed control device 70, an in-vivo battery 72, avolume compensation device 74, and asecondary coil 76. Thecardiac assist pump 20, thespeed control device 70, thespeed control device 70, and the internal battery. 72, theinternal battery 72 and thesecondary coil 76 are connected bywires 78, 80 and 82, respectively, and thecardiac assist pump 20 and thevolume compensation device 74 are connected by apipe 84. On the other hand, theexternal body 14 has anexternal battery 90 and aprimary coil 92, and theexternal battery 90 and theprimary coil 92 are connected by awiring 94.

心臓補助ポンプ２０は血液流入口２２および血液流出口２４を備えており、一方の端が血液流入口２２に接続される図示しないチューブの他端が左心室に挿入され、一方の端が血液流出口２４に接続される図示しないチューブの他端が上行大動脈や下行大動脈などに接続される。  Thecardiac assist pump 20 includes ablood inlet 22 and ablood outlet 24. One end of a tube (not shown) connected to theblood inlet 22 at one end is inserted into the left ventricle, and the other end is connected to the blood outlet. The other end of a tube (not shown) connected to theoutlet 24 is connected to the ascending aorta or the descending aorta.

図２は、心臓補助ポンプ２０の分解断面図である。図２に示すように、心臓補助ポンプ２０は、ハウジング２６と、ダイヤフラム２８と、押圧板として機能するプッシャープレート２９と、回転−直線運動変換装置３０と、ナット３１と、モータコイル（ステータ）４０と、ロータ４４と、バックプレート３４とを備えている。  FIG. 2 is an exploded sectional view of thecardiac assist pump 20. As shown in FIG. 2, thecardiac assist pump 20 includes ahousing 26, adiaphragm 28, apusher plate 29 that functions as a pressing plate, a rotation-linearmotion conversion device 30, anut 31, and a motor coil (stator) 40. And arotor 44 and aback plate 34.

ハウジング２６には、前記血液流入口２２および血液流出口２４（血液流出口２４は図２には図示せず）が形成されており、血液流入口２２には、血液流入口２２からハウジング２６内に血液が流入する際には開くが、血液流出口２４から血液が流出する際には閉じる逆止弁３６が設けられている。また、図示しないが、血液流出口２４には、血液流出口２４から血液が流出する際には開くが、血液流入口２２からハウジング２６内に血液が流入する際には閉じる逆止弁が設けられている。  Theblood inlet 22 and the blood outlet 24 (theblood outlet 24 is not shown in FIG. 2) are formed in thehousing 26, and theblood inlet 22 is connected to the inside of thehousing 26 from theblood inlet 22. Acheck valve 36 is provided that opens when blood flows in, but closes when blood flows out from theblood outlet 24. Although not shown, theblood outlet 24 is provided with a check valve that opens when blood flows out of theblood outlet 24 but closes when blood flows into thehousing 26 from theblood inlet 22. It has been.

モータコイル４０およびロータ４４を備えているモータ３２は、本実施例では３相のブラシレスＤＣモータである。モータハウジング３８は、リング状であり、エンドベル４８およびモータホルダー５０は、それぞれ大径側がモータハウジング３８に当接させられている。これらモータハウジング３８、エンドベル４８、およびモータホルダー５０により形成される空間内に、モータコイル４０、ベアリング４２、ロータ４４、およびナット３１などが収容されており、モータコイル４０は、モータハウジング３８に固定されている。また、ロータ４４とナット３１とは一体化させられており、それらロータ４４およびナット３１は、一対のベアリング４２を介してモータコイル４０に回転可能に支持されている。  Themotor 32 including themotor coil 40 and therotor 44 is a three-phase brushless DC motor in this embodiment. Themotor housing 38 has a ring shape, and theend bell 48 and themotor holder 50 are in contact with themotor housing 38 on the large diameter side. Amotor coil 40, abearing 42, arotor 44, anut 31, and the like are accommodated in a space formed by themotor housing 38, theend bell 48, and themotor holder 50, and themotor coil 40 is fixed to themotor housing 38. Has been. Further, therotor 44 and thenut 31 are integrated, and therotor 44 and thenut 31 are rotatably supported by themotor coil 40 via a pair ofbearings 42.

回転−直線運動変換装置３０は、外周面にナット３１と螺合するねじ山が形成されたローラねじ５２を有している。ローラねじ５２は円盤状部材５４の中心に、その円盤状部材５４に対して垂直に固定されている。円盤状部材５４には、ローラねじ５２と平行となるようにモータ３２方向に突き出す鉤部５４ａが一対形成されており、その一対の鉤部５４ａに、ローラねじ５２と平行となるようにスライドシャフト５６が固定されている。このスライドシャフト５６は、エンドベル４８に形成され軸方向に貫通する案内穴５８およびモータハウジング３８に形成された案内穴５９に挿し通されるので、回転−直線運動変換装置３０はモータ３２に対して相対回転不能となっている。このように構成された回転−直線運動変換装置３０とナット３１とにより往復運動装置が構成され、ロータ４４の回転によりナット３１が回転させられると、モータ３２に対して相対回転不能とされたローラねじ５２が軸方向に移動させられるとともに、スライドシャフト５６が案内穴５８、５９によりその軸方向に案内されるので、回転−直線運動変換装置３０は軸方向に運動する。  The rotation-linearmotion conversion device 30 has aroller screw 52 in which a thread that engages with thenut 31 is formed on the outer peripheral surface. Theroller screw 52 is fixed to the center of the disk-shaped member 54 perpendicularly to the disk-shaped member 54. The disk-shaped member 54 is formed with a pair offlanges 54 a protruding in the direction of themotor 32 so as to be parallel to theroller screw 52, and a slide shaft is formed on the pair offlanges 54 a so as to be parallel to theroller screw 52. 56 is fixed. Theslide shaft 56 is inserted into aguide hole 58 formed in theend bell 48 and penetrating in the axial direction and aguide hole 59 formed in themotor housing 38, so that the rotation-linearmotion conversion device 30 is connected to themotor 32. Relative rotation is impossible. The rotation-linearmotion conversion device 30 and thenut 31 thus configured constitute a reciprocating motion device. When thenut 31 is rotated by the rotation of therotor 44, the roller which cannot be rotated relative to themotor 32. Since thescrew 52 is moved in the axial direction and theslide shaft 56 is guided in the axial direction by theguide holes 58 and 59, the rotation-linearmotion conversion device 30 moves in the axial direction.

上記ローラねじ５２には軸方向に貫通する貫通穴６０が形成されている。その貫通穴６０には、円盤状部材５４ａを介して、プッシャープレート２９に固定されたピン６２が挿入されている。  Theroller screw 52 is formed with athrough hole 60 penetrating in the axial direction. Apin 62 fixed to thepusher plate 29 is inserted into the throughhole 60 via a disk-shaped member 54a.

ダイヤフラム２８は、伸縮性のある柔らかい膜であり、その大半がプッシャープレート２９により支持されているとともに、その外周縁がハウジング２６とモータハウジング３８とにより挟持されている。このダイヤフラム２８とハウジング２６との間に、可変容積室６４が形成される。  Thediaphragm 28 is a soft film having elasticity, and most of thediaphragm 28 is supported by thepusher plate 29, and the outer peripheral edge thereof is sandwiched between thehousing 26 and themotor housing 38. Avariable volume chamber 64 is formed between thediaphragm 28 and thehousing 26.

図３は、このように構成された心臓補助ポンプ２０の駆動状態を示す図である。モータ３２によりナット３１が回転させられると、回転−直線運動変換装置３０およびその回転−直線運動変換装置３０に一体化されたプッシャープレート２９がモータ３２の軸心方向に移動させられ、モータ３２によるナット３１の回転により、プッシャープレート２９がダイヤフラム２８を押圧する方向に移動させられると、図３（ａ）に示すように、可変容積室６４の容積は減少し、血液流出口２４（図３には図示せず）から血液が駆出される。一方、モータ３２がそれとは逆方向に回転させられると、図３（ｂ）に示すように、回転−直線運動変換装置３０がダイヤフラム２８およびプッシャープレート２９から離れる方向に移動させられ、ダイヤフラム２８の弾性復帰力および血液の流入圧により、可変容積室６４の容積は増加し、血液流入口２２から血液が可変容積室６４内に流入する。なお、以下、可変容積室６４の容積減少期間を収縮期といい、容積増加期間を拡張期という。  FIG. 3 is a diagram illustrating a driving state of thecardiac assist pump 20 configured as described above. When thenut 31 is rotated by themotor 32, the rotation-linearmotion conversion device 30 and thepusher plate 29 integrated with the rotation-linearmotion conversion device 30 are moved in the axial direction of themotor 32. When thepusher plate 29 is moved in the direction of pressing thediaphragm 28 by the rotation of thenut 31, the volume of thevariable volume chamber 64 decreases as shown in FIG. 3A, and the blood outlet 24 (see FIG. 3). Blood is ejected from (not shown). On the other hand, when themotor 32 is rotated in the opposite direction, the rotation-linearmotion conversion device 30 is moved away from thediaphragm 28 and thepusher plate 29 as shown in FIG. Due to the elastic return force and the blood inflow pressure, the volume of thevariable volume chamber 64 increases, and blood flows into thevariable volume chamber 64 from theblood inlet 22. Hereinafter, the volume decrease period of thevariable volume chamber 64 is referred to as a contraction period, and the volume increase period is referred to as an expansion period.

図１に戻って、速度制御装置７０は、心臓補助ポンプ２０のモータ３２におけるナット３１の回転速度を予め設定された速度制御パターンで制御するとともに、モータ３２におけるナット３１の回転方向を制御する。体内バッテリー７２は、体外からの電力供給が一時的に途絶えたりした時、一時的に速度制御装置７０および心臓補助ポンプ２０に電力を供給するものであり、４０分〜１時間、それら速度制御装置７０および心臓補助ポンプ２０を駆動できる。体積補償装置７４は、配管８４により心臓補助ポンプ２０内の可変容積室６４以外の空間と連通させられており、体内に埋め込まれた時、可変容積室６４の容積増加／減少に対応して、その容積が減少／増加させられ、心臓補助ポンプ２０内の可変容積室６４以外の空間に陽圧や陰圧が発生しないようにするものである。  Returning to FIG. 1, thespeed control device 70 controls the rotational speed of thenut 31 in themotor 32 of thecardiac assist pump 20 with a preset speed control pattern and controls the rotational direction of thenut 31 in themotor 32. Theinternal battery 72 temporarily supplies power to thespeed control device 70 and thecardiac assist pump 20 when the power supply from outside the body is temporarily interrupted, and thespeed control device 40 minutes to 1 hour. 70 and thecardiac assist pump 20 can be driven. Thevolume compensator 74 is communicated with a space other than thevariable volume chamber 64 in thecardiac assist pump 20 by apipe 84, and corresponds to the volume increase / decrease of thevariable volume chamber 64 when implanted in the body. The volume is reduced / increased so that a positive pressure and a negative pressure are not generated in a space other than thevariable volume chamber 64 in thecardiac assist pump 20.

生体内に埋め込まれる二次コイル７６および体外部１４の一次コイル９２は、ともに、電力伝送コイルを内部に有しており、それら二次コイル７６と一次コイル９２とにより、経皮伝送装置９６が構成される。一次コイル９２を二次コイル７６に近づけた状態で、外部バッテリー９０からの電力により一次コイル９２に電流が流されると、一次コイル９２に磁束が発生し、その磁束により、二次コイル７６に誘導起電力が発生させられ、さらに、整流器を通して交流（ＡＣ）から直流（ＤＣ）に変換されて、体内バッテリー７２が充電される。  Both thesecondary coil 76 implanted in the living body and theprimary coil 92 of theexternal body 14 have a power transmission coil inside, and thetranscutaneous transmission device 96 is configured by thesecondary coil 76 and theprimary coil 92. Composed. When a current is passed through theprimary coil 92 by the power from theexternal battery 90 with theprimary coil 92 close to thesecondary coil 76, a magnetic flux is generated in theprimary coil 92, and thesecondary coil 76 is induced by the magnetic flux. An electromotive force is generated and further converted from alternating current (AC) to direct current (DC) through a rectifier, and theinternal battery 72 is charged.

次に、本発明と従来例との比較を説明する。図４は、モータ３２を駆動制御するための速度制御装置７０の制御電圧ＣＶ（上段）、その制御電圧ＣＶに基づいて回転させられるモータ３２におけるナット３１の回転速度（下段）、モータ３２の回転運動により直線運動させられるローラねじ５２の位置（中段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。なお、ローラねじ５２の位置は、最もモータ３２側の位置を０としている。  Next, a comparison between the present invention and a conventional example will be described. FIG. 4 shows the control voltage CV (upper stage) of thespeed control device 70 for controlling the drive of themotor 32, the rotation speed (lower stage) of thenut 31 in themotor 32 rotated based on the control voltage CV, and the rotation of themotor 32. It is a figure which shows the position (middle stage) of theroller screw 52 made to linearly move by a motion, (a) is a conventional case, (b) has shown the case of this invention. The position of theroller screw 52 is 0 at the position closest to themotor 32.

図４に示すように、従来は、制御電圧ＣＶを矩形的に変化させていた。すなわち、収縮期になると制御電圧ＣＶを瞬時に所定の収縮期目標電圧値（図４では約５Ｖ）とし、その収縮期目標電圧値を収縮期の終了まで維持し、一旦、瞬時に０Ｖとした後、拡張期には、再び、瞬時に所定の拡張期目標電圧値（図４では４Ｖ弱）とし、その拡張期目標電圧値を所定の時間維持した後に、瞬時に０Ｖとしていた。このように制御電圧ＣＶを変化させているので、収縮期間中のモータ３２の回転速度、および拡張期間中のモータ３２の回転速度は、それぞれほぼ一定であり、ローラねじ５２の位置は、直線的に変化していた。  As shown in FIG. 4, conventionally, the control voltage CV has been changed in a rectangular manner. That is, at the systole, the control voltage CV is instantaneously set to a predetermined systolic target voltage value (about 5 V in FIG. 4), the systolic target voltage value is maintained until the end of the systole, and temporarily set to 0 V. Later, in the diastole, the predetermined diastole target voltage value (a little less than 4V in FIG. 4) was instantaneously set again, and after maintaining the diastole target voltage value for a predetermined time, it was instantaneously set to 0V. Since the control voltage CV is changed in this way, the rotation speed of themotor 32 during the contraction period and the rotation speed of themotor 32 during the expansion period are substantially constant, and the position of theroller screw 52 is linear. Had changed.

一方、本発明の場合、制御電圧ＣＶを以下のように変化させる。すなわち、まず、瞬時に、モータ３２を回転開始可能な所定の第１電圧値ＣＶ１（図４では約２Ｖ）とした後、収縮期の終わりまで、上昇率が漸次小さくなる指数関数（たとえば、式１に示す指数関数）に従って連続的に増加させ、収縮期の終わりに所定の第２電圧値ＣＶ２（図４では約４Ｖ）とし、一旦、瞬時に０Ｖとする。
（式１） ＣＶ＝ａ（１−ｅ^−bｔ）
ｔは時間、ａ、ｂは正の定数である。On the other hand, in the present invention, the control voltage CV is changed as follows. That is, first, an exponential function (for example, a formula in which the rate of increase gradually decreases until the end of systole, after instantaneously setting a predetermined first voltage value CV1 (about 2 V in FIG. 4) at which themotor 32 can start rotating. (Exponential function shown in FIG. 1) is continuously increased to a predetermined second voltage value CV2 (about 4V in FIG. 4) at the end of the systole, and temporarily set to 0V.
(Formula 1) CV = a (1-e^−bt )
t is time, and a and b are positive constants.

そして、拡張期には、まず、サージ電流を防止することができる程度の比較的短い時間だけ０Ｖを維持した後、瞬時に上記第１電圧値ＣＶ１とし、次いで、収縮期に制御電圧ＣＶが第１電圧値ＣＶ１から第２電圧値ＣＶ２まで増加させられる期間よりも短い期間で前記第２電圧値ＣＶ２と同程度の所定の第３電圧値（最高電圧）ＣＶ３となるように、且つ、変化率が次第に小さくなるように、連続的に増加させる。次いで、瞬時に、前記第１電圧値ＣＶ１と同程度であり、第３電圧値ＣＶ３より低く０Ｖより高い中間電圧として予め設定された第４電圧値ＣＶ４まで低下させ、その第４電圧値ＣＶ４を、モータ３２の回転速度が０となるのに要する時間として設定された所定時間だけ維持した後、瞬時に０Ｖとする。  In the diastole, first, 0 V is maintained for a relatively short time that can prevent the surge current, and then the first voltage value CV1 is instantaneously set. Then, in the systole, the control voltage CV is changed to the first voltage value CV1. The rate of change is such that a predetermined third voltage value (maximum voltage) CV3 comparable to the second voltage value CV2 is reached in a period shorter than the period during which the voltage value CV1 is increased from the first voltage value CV1 to the second voltage value CV2. Is continuously increased so that becomes gradually smaller. Next, the voltage is instantaneously reduced to a fourth voltage value CV4 which is approximately the same as the first voltage value CV1 and is preset as an intermediate voltage lower than the third voltage value CV3 and higher than 0V, and the fourth voltage value CV4 is decreased. Then, after maintaining for a predetermined time set as the time required for the rotation speed of themotor 32 to become 0, the voltage is instantaneously set to 0V.

このように制御電圧ＣＶを変化させると、モータ３２の回転速度は、収縮期の開始時から連続的に増加していき、収縮期の終了時には、次第に減速する。そして、拡張期には、収縮期とは逆方向に連続的に増加していき、最高速度がしばらく維持された後、速度０まで連続的に減少する。また、ローラねじ５２の位置は、再始動開始時の変化および停止時の変化が緩やかになる。  When the control voltage CV is changed in this way, the rotation speed of themotor 32 continuously increases from the start of the systole and gradually decelerates at the end of the systole. In the diastole, it continuously increases in the opposite direction to the systole, and after the maximum speed is maintained for a while, it continuously decreases to zero. In addition, the position of theroller screw 52 changes gradually when restarting and when changing.

図５は、モータ３２の制御電圧ＣＶ（上段）、衝撃力の変化（中段）、モータ電流の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。なお、衝撃力は、心臓補助ポンプ２０のバックプレート３４にリングタイプのロードセルを当接させて測定した。  FIG. 5 is a diagram showing a control voltage CV (upper stage), a change in impact force (middle stage), and a change in motor current (lower stage) of themotor 32, where (a) is a conventional case and (b) is a diagram of the present invention. Shows the case. The impact force was measured by bringing a ring type load cell into contact with theback plate 34 of thecardiac assist pump 20.

図５に示すように、従来のように制御電圧ＣＶを制御すると、拡張期において制御電圧ＣＶが瞬時に０Ｖとされた後、すなわち、回転−直線運動変換装置３０が停止させられた後に、衝撃が発生していることが分かる。一方、本発明のように制御電圧ＣＶを制御すると、収縮期および拡張期を通じて、衝撃はほとんど生じていないことが分かる。また、従来のように制御電圧ＣＶを制御すると、収縮期の開始時に、モータ電流に大きなピークが見られるが、本発明の場合には、そのようなピークは見られず、また、本発明の場合には、拡張期において制御電圧ＣＶが第３電圧値ＣＶ３から第４電圧値ＣＶ４へ低下させられると、モータ電流がほぼ０となっている。  As shown in FIG. 5, when the control voltage CV is controlled as in the prior art, after the control voltage CV is instantaneously set to 0 V in the expansion period, that is, after the rotation-linearmotion conversion device 30 is stopped, the impact It can be seen that has occurred. On the other hand, when the control voltage CV is controlled as in the present invention, it can be seen that almost no impact occurs during the systole and the diastole. In addition, when the control voltage CV is controlled as in the prior art, a large peak is observed in the motor current at the start of the systole, but in the case of the present invention, such a peak is not observed. In this case, when the control voltage CV is lowered from the third voltage value CV3 to the fourth voltage value CV4 in the expansion period, the motor current becomes almost zero.

図６は、後負荷に対するポンプ効率の変化を、従来の制御と本発明の制御とで比較した結果を示す図であり、実線が本発明の場合、破線が従来の場合を示す。なお、ポンプ効率は、補助人工心臓１０の外的仕事量を入力電力で割った値に所定の係数を掛けた値であり、外的仕事量は、後負荷に対する拍出量（すなわち収縮期の血液流出量）を意味し、後負荷とは、血液流出口２４に接続されているチューブの内圧を意味している。図６に示すように、本発明の場合の方が、平均して、２〜３％効率が向上していることが分かる。  FIG. 6 is a diagram showing the result of comparing the change in pump efficiency with respect to the afterload between the conventional control and the control of the present invention, where the solid line indicates the present invention and the broken line indicates the conventional case. The pump efficiency is a value obtained by dividing the external work amount of the auxiliaryartificial heart 10 by the input power and multiplying by a predetermined coefficient, and the external work amount is the stroke volume (i.e., systolic phase) with respect to the afterload. Blood load) and afterload means the internal pressure of the tube connected to theblood outlet 24. As shown in FIG. 6, it can be seen that, in the case of the present invention, the efficiency is improved by 2-3% on average.

図７は、モータ３２の制御電圧ＣＶ（上段）、心臓補助ポンプ２０における可変容積室６４の内圧の変化（中段）、心臓補助ポンプ２０の血液拍出流量の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。図７に示されるように、本発明の場合には、従来の場合に比較して、ポンプ内圧波形およびポンプ流量波形の収縮期における変化が滑らかになっていることが分かる。  FIG. 7 is a diagram showing a control voltage CV of the motor 32 (upper stage), a change in the internal pressure of thevariable volume chamber 64 in the cardiac auxiliary pump 20 (middle stage), and a change in the blood pumping flow rate of the cardiac auxiliary pump 20 (lower stage). , (A) shows a conventional case, and (b) shows a case of the present invention. As shown in FIG. 7, in the case of the present invention, it can be seen that the changes in the pump internal pressure waveform and the pump flow waveform in the systole are smoother than in the conventional case.

図８は、模擬回路により生体内環境に近い環境とした状態にて駆動させた補助人工心臓１０の耐久試験結果を示す図である。なお、この耐久試験は、後負荷を１００ｍｍＨｇとし、毎分平均流量を４．５ｍＬ／ｍｉｎとして行った。本発明の補助人工心臓１０は約３カ月の連続運転が可能であり、また、入力電力は約４ワットを維持し、ポンプ効率は２０％前後であった。  FIG. 8 is a diagram showing a durability test result of the auxiliaryartificial heart 10 that is driven in a state close to the in-vivo environment by the simulation circuit. The durability test was performed with an afterload of 100 mmHg and an average flow rate of 4.5 mL / min per minute. The auxiliaryartificial heart 10 of the present invention was capable of continuous operation for about 3 months, the input power was maintained at about 4 watts, and the pump efficiency was around 20%.

上述の実施例によれば、可変容積室６４の容積拡張期において、回転−直線運動変換装置３０の停止が緩やかになるので、その際の衝撃が減少し、耐久性が向上する。また、衝撃が減少するので、騒音などによる患者の負担も減少する。また、衝撃として失われるエネルギーが少なくなるので、熱損失による温度上昇が抑えられ補助人工心臓１０の効率も向上する。  According to the above-described embodiment, since the rotation-linearmotion conversion device 30 is gently stopped during the volume expansion period of thevariable volume chamber 64, the impact at that time is reduced and the durability is improved. In addition, since the impact is reduced, the burden on the patient due to noise and the like is also reduced. Moreover, since energy lost as an impact is reduced, the temperature rise due to heat loss is suppressed, and the efficiency of the auxiliaryartificial heart 10 is improved.

また、本実施例によれば、可変容積室６４の容積収縮期におけるモータ３２の回転速度が緩やかに最高速度まで上昇することから、可変容積室６４の容積収縮開始時のモータ電流にピークがなくなるとともに、収縮期における可変容積室６４の内圧の変化および可変容積室６４から拍出される血液流量の変化が少なくなるので、補助人工心臓１０の効率がさらに向上する。  In addition, according to the present embodiment, the rotational speed of themotor 32 gradually increases to the maximum speed during the volume contraction period of thevariable volume chamber 64, so that there is no peak in the motor current at the start of volume contraction of thevariable volume chamber 64. At the same time, the change in the internal pressure of thevariable volume chamber 64 and the change in the blood flow pumped out from thevariable volume chamber 64 during the systole are reduced, so that the efficiency of the auxiliaryartificial heart 10 is further improved.

以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。  As mentioned above, although the Example of this invention was described in detail based on drawing, this invention is applied also in another aspect.

たとえば、前述の実施例では、拡張期において、モータ３２の回転速度が最高速度となった後、速度０まで連続的に減少するように、制御電圧ＣＶを変化させていたが、段階的に（階段状に）モータ３２の回転速度が減少するように制御電圧ＣＶを変化させてもよい。  For example, in the above-described embodiment, the control voltage CV is changed so as to continuously decrease to thespeed 0 after the rotation speed of themotor 32 reaches the maximum speed in the expansion period. The control voltage CV may be changed so that the rotational speed of themotor 32 decreases (in a stepped manner).

また、前述の実施例では、ナット３１がモータ３２のロータ４４と一体化させられるとともに、回転−直線運動変換装置３０がモータ３２に対して相対回転不能とされることにより、回転−直線運動変換装置３０が直線運動するようになっていたが、ねじがモータのロータと一体化させられ、ナットがモータに対して相対回転不能とされることにより、ナットが直線運動するようになっていてもよい。  In the above-described embodiment, thenut 31 is integrated with therotor 44 of themotor 32, and the rotation-linearmotion conversion device 30 is not rotatable relative to themotor 32. Although thedevice 30 is configured to linearly move, the screw is integrated with the rotor of the motor, and the nut cannot be rotated relative to the motor so that the nut can be linearly moved. Good.

また、前述の実施例は、本発明を補助人工心臓に適用した例であったが、本発明は、全置換型の電気機械式人工心臓にも適用できる。図９は、全置換型の電気機械式人工心臓に備えられるポンプ１００の分解断面図であり、図１０は、そのポンプ１００の駆動状態を示す図である。なお、図９、１０において、前述の実施例と同一の機能を有する部材には、同一の符号を付してある。  Moreover, although the above-mentioned Example was an example which applied this invention to the auxiliary artificial heart, this invention is applicable also to a total replacement type electromechanical artificial heart. FIG. 9 is an exploded cross-sectional view of thepump 100 provided in the total replacement type electromechanical artificial heart, and FIG. 10 is a diagram showing a driving state of thepump 100. 9 and 10, members having the same functions as those in the above-described embodiment are denoted by the same reference numerals.

ポンプ１００は、可変容積室６４を２つ有する点において前述の実施例の心臓補助ポンプ２０と異なるが、その２つの可変容積室６４の拡張・収縮は、前述の実施例の心臓補助ポンプ２０と同様に、１つのナット３１およびローラねじ５２により行われる。すなわち、ナット３１を有する回転部１０２の両方向の回転により、ローラねじ５２がその軸方向の両側に移動するようになっており、そのローラねじ５２の移動により、左右いずれか一方のダイヤフラム２９が押され、他方のダイヤフラム２９の押圧が弱められるようになっている。図１０（ａ）に示すように、ローラねじ５２がナット３１から左側に突き出す方向に移動させられると、左側の可変容積室６４が収縮させられるとともに、右側の可変容積室６４が拡張させられるので、矢印で示すように、左側の可変容積室６４から血液が拍出され、右側の可変容積室６４へ血液が流入する。一方、図１０（ｂ）に示すように、ローラねじ５２がそれとは反対方向に移動させられると、左側の可変容積室６４が収縮させられるとともに、右側の可変容積室６４が拡張させられるので、矢印で示すように、左側の可変容積室６４に血液が流入するとともに、右側の可変容積室６４から血液が拍出される。  Thepump 100 differs from thecardiac assist pump 20 of the above-described embodiment in that it has twovariable volume chambers 64. However, the expansion / contraction of the twovariable volume chambers 64 is different from that of thecardiac assist pump 20 of the above-described embodiment. Similarly, this is performed by onenut 31 androller screw 52. That is, theroller screw 52 moves to both sides in the axial direction by the rotation of therotating portion 102 having thenut 31, and either the left orright diaphragm 29 is pushed by the movement of theroller screw 52. Thus, the pressure of theother diaphragm 29 is weakened. As shown in FIG. 10A, when theroller screw 52 is moved in the direction protruding from thenut 31 to the left, the leftvariable volume chamber 64 is contracted and the rightvariable volume chamber 64 is expanded. As indicated by the arrows, blood is pumped out from the leftvariable volume chamber 64 and flows into the rightvariable volume chamber 64. On the other hand, as shown in FIG. 10B, when theroller screw 52 is moved in the opposite direction, the leftvariable volume chamber 64 is contracted and the rightvariable volume chamber 64 is expanded. As indicated by the arrows, blood flows into the leftvariable volume chamber 64 and blood is pumped out from the rightvariable volume chamber 64.

なお、上述したのはあくまでも一実施形態であり、本発明は当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を加えた態様で実施することができる。  The above description is only an embodiment, and the present invention can be implemented in variously modified and improved forms based on the knowledge of those skilled in the art.

本発明が適用された補助人工心臓の全体構造を示す図である。It is a figure which shows the whole structure of the auxiliary artificial heart to which this invention was applied.図１の心臓補助ポンプの分解断面図である。FIG. 2 is an exploded sectional view of the cardiac assist pump of FIG. 1.心臓補助ポンプ２０の駆動状態を示す図であって、（ａ）は収縮末期の状態を示し、（ｂ）は拡張末期の状態を示す。It is a figure which shows the drive state of the cardiacauxiliary pump 20, Comprising: (a) shows the state of the end systole, (b) shows the state of the end diastole.モータの制御電圧ＣＶ（上段）、ローラねじの位置（中段）、モータの回転速度（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。It is a figure which shows the control voltage CV (upper stage) of a motor, the position (middle stage) of a roller screw, and the rotational speed (lower stage) of a motor, (a) is a conventional case, (b) has shown the case of this invention. .モータの制御電圧ＣＶ（上段）、衝撃力の変化（中段）、モータ電流の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。It is a figure which shows the control voltage CV (upper stage) of a motor, the change of impact force (middle stage), and the change (lower stage) of a motor current, (a) is a conventional case, (b) has shown the case of this invention. .後負荷に対するポンプ効率の変化を、従来の制御と本発明の制御とで比較した結果を示す図である。It is a figure which shows the result of having compared the change of the pump efficiency with respect to afterload by the conventional control and the control of this invention.モータの制御電圧ＣＶ（上段）、心臓補助ポンプの内圧の変化（中段）、心臓補助ポンプの血液拍出流量の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。It is a figure which shows the control voltage CV (upper stage) of a motor, the change of the internal pressure of a cardiac auxiliary pump (middle stage), and the change (lower stage) of the blood pumping flow rate of a cardiac auxiliary pump, (a) is conventional, (b) Shows the case of the present invention.模擬回路により生体内環境に近い環境とした状態での、図１の補助人工心臓の耐久試験結果を示す図であり、入力電力の変化（上段）、効率の変化（下段）を示している。It is a figure which shows the endurance test result of the auxiliary artificial heart of FIG. 1 in the state made into the environment close | similar to in-vivo environment by the simulation circuit, and has shown the change (upper stage) of input electric power, and the change (lower stage) of efficiency.全置換型の電気機械式人工心臓に備えられるポンプの分解断面図である。It is an exploded sectional view of a pump provided in a total replacement type electromechanical artificial heart.図９のポンプの駆動状態を示す図であって、（ａ）は左側の可変容積室が収縮期末期の状態を示し、（ｂ）は右側の可変容積室が収縮期末期の状態を示す。FIG. 10A is a diagram illustrating a driving state of the pump of FIG. 9, in which FIG. 9A illustrates a state in which the left variable volume chamber is in the end systole state, and FIG. 9B illustrates a state in which the right variable volume chamber is in the end systole state.

符号の説明Explanation of symbols

１０：補助人工心臓、２０：心臓補助ポンプ、２２：血液流入口、２４：血液流出口、３０：回転−直線運動変換装置、３１：ナット、３２：モータ、６４：可変容積室、７０：速度制御装置10: Auxiliary artificial heart, 20: Cardiac assist pump, 22: Blood inlet, 24: Blood outlet, 30: Rotary-linear motion converter, 31: Nut, 32: Motor, 64: Variable volume chamber, 70: Speed Control device

Claims (5)

Translated fromJapanese

ねじと、該ねじと螺合するナットとを有し、該ナットの回転により、該ナットに対して該ねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、
該往復運動装置を駆動させるモータと、
該モータの回転速度を制御する速度制御装置と、
血液流入口と血液流出口とを有し、該往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室と
を備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、
前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期におけるモータの回転速度を、所定の最高速度とした後、速度０まで連続的に減少させることを特徴とする電気機械駆動式人工心臓。A reciprocating device having a screw and a nut screwed with the screw, and rotating the nut relative to the nut in both axial directions;
A motor for driving the reciprocating device;
A speed control device for controlling the rotational speed of the motor;
A fully implantable electromechanically driven artificial heart having a blood inlet and a blood outlet, and a variable volume chamber that repeatedly contracts and expands based on the reciprocating motion of the reciprocating device,
The electromechanical artificial heart according to claim 1, wherein the speed control device continuously reduces the rotational speed of the motor during the volume expansion period of the variable volume chamber to a predetermined maximum speed and then to a speed of zero.ねじと、該ねじと螺合するナットとを有し、該ナットの回転により、該ナットに対して該ねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、
該往復運動装置を駆動させるモータと、
該モータの回転速度を制御する速度制御装置と、
血液流入口と血液流出口とを有し、該往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室と
を備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、
前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期における前記モータの回転速度を、所定の最高速度とした後、該最高速度と速度０との間の中間速度を経て、速度０とすることを特徴とする電気機械駆動式人工心臓。A reciprocating device having a screw and a nut screwed with the screw, and rotating the nut relative to the nut in both axial directions;
A motor for driving the reciprocating device;
A speed control device for controlling the rotational speed of the motor;
A fully implantable electromechanically driven artificial heart having a blood inlet and a blood outlet, and a variable volume chamber that repeatedly contracts and expands based on the reciprocating motion of the reciprocating device,
The speed control device sets the rotational speed of the motor during the volume expansion period of the variable volume chamber to a predetermined maximum speed, and then sets the speed to 0 through an intermediate speed between the maximum speed and the speed 0. An electromechanical artificial heart characterized by.前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張時には、前記モータを駆動制御する制御電圧を、所定の最高電圧とし、次いで、該最高電圧よりも低い所定の中間電圧にて所定時間保持した後、０とすることを特徴とする請求項１または２の電気機械駆動式人工心臓。When the volume of the variable volume chamber is expanded, the speed control device sets a control voltage for driving and controlling the motor to a predetermined maximum voltage, and then holds a predetermined intermediate voltage lower than the maximum voltage for a predetermined time. , 0, The electromechanical drive artificial heart according to claim 1 or 2.前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、該可変容積室の容積収縮終了時まで、連続的にまたは段階的に上昇させることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかの電気機械駆動式人工心臓。The speed control device sets a control voltage for driving and controlling the motor to a predetermined first voltage value at which the motor can be started at the start of volume contraction of the variable volume chamber, and thereafter, volume contraction of the variable volume chamber The electromechanical artificial heart according to any one of claims 1 to 3, wherein the artificial heart is raised continuously or stepwise until the end.前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、該可変容積室の容積収縮終了時まで、上昇率が漸次小さくなる指数関数的に上昇させることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかの電気機械駆動式人工心臓。The speed control device sets a control voltage for driving and controlling the motor to a predetermined first voltage value at which the motor can be started at the start of volume contraction of the variable volume chamber, and thereafter, volume contraction of the variable volume chamber The electromechanical artificial heart according to any one of claims 1 to 3, wherein the rate is increased exponentially until the end of the increase.

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