【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]［産業上の利用分野］本発明は、生体内に埋設して留置し、例えば抗癌剤等の
薬液を持続的に生体に投与する体内埋込み形ポンプに関
する。［従来の技術］従来、例えばｒＱ公金曜１−３０７１９号公報」あるい
は「特公昭５５−４６１９５号公報」には、患者に抗癌
剤等の薬液を持続的に投与する場合に用いる体内埋込み
形ポンプが開示されている。この体内埋込み形ポンプは
、フレオンガスの体温による気化圧によつてリザーバを
収縮させ、このリザーバに貯留した薬液を体内の目的部
位に送り出すようになっている。[Industrial Field of Application] The present invention relates to an implantable pump that is implanted and left in a living body to continuously administer a medicinal solution such as an anticancer drug to the living body. [Prior Art] Conventionally, for example, RQ Publication No. 1-30719 and Japanese Patent Publication No. 55-46195 disclose an implantable pump used to continuously administer a drug solution such as an anticancer drug to a patient. Disclosed. This implantable pump is designed to contract a reservoir by the vaporization pressure of Freon gas due to body temperature, and to deliver the medicinal solution stored in the reservoir to a target site within the body.
【発明が解決しようとする課題］ところで、この種の体内埋込み形ポンプにおいて、その
薬液の注入量の制御は、リザーバに生じる圧力と、ポン
プから送出される薬液を体内の目的部位に導くカテーテ
、ルの管路抵抗によって決定される。このため、体温が
上昇した場合には、それに応じてリザーバ内の圧力も高
（なるため、リザーバから送り出される薬液の量、ひい
ては人体への薬液の注入量が所定値を上回わってしまう
問題がある。なお、最近本出願人が「特願昭８３− ＩＢ４ｇ８７号
ｊとして出願した体内埋込み形ポンプの場合は、薬液を
貯留するリザーバが、例えばシリコンゴム等のような伸
縮自在な弾性膜にて構成され、このリザーバを体腔内も
しくは皮下組織内へ直接露出させた状態で埋込まれてい
る。このため、例えば患者が寝返りをうつ等して体位を変え
たりすると、リザーバが圧迫されて、内圧が上昇する虞
れがあり得る。すると、ポンプの吸入側に送込まれる薬
液量が増えることになるが、ポンプ自体は通常と同じ動
作を縁り返すので、結果的に人体に対する薬液の注入量
が所定値を上回わってしまう問題がある。したがって、本発明の目的は、リザーバ室の圧力が上昇
した場合でも、液体の注入量が不所望に変動することも
なく、所定量の液体を正確に送り出すことができる体内
埋込み形ポンプを得ることにある。［課頴を解決するための手段〕そこで、本発明においては、膜状をなす伸縮自在な弾性
体にて構成され、少なくとも薬液等の体内へ注入すべき
液体を貯留するリザーバ室と、このリザーバ室に連通さ
れたポンプ室と、このポンプ室の容積を変化させること
により上記液体を体内の目的部位へ送り出すポンプ駆動
部とを有する体内埋込み形ポンプを前提とし、上記リザーバ室の圧力を検出する検出手段を設けるとと
もに、この検出手段からの信号に基づいて上記ポンプ駆
動部の駆動を制御する制御部を設けたことを特徴として
いる。［作 用］この構成によれば、ポンプ駆動部は制御部からの指令に
より駆動されるから、この制御部にリザーバ室の圧力を
検知する検知手段からの信号を入力して、この信号に応
じてポンプ駆動部の駆動を制御すれば、たとえリザーバ
室の圧力が増大したとしても、ポンプ室から送り出され
る液体の量が不所望に変動することはない。このため、
常に所定量の液体を体内の目的部位に注入することがで
き、信頼性が向上する。［実施例］以下本発明の第１実施例を、第１図ないし第５図にもと
づいて説明する。第１図中符号ｌで示す体内埋込み形のポンプは、例えば
人体の皮下組織Ａに埋込まれている。このポンプｌの外
郭となるポンプボデー２は、その皮膚Ｂ側の面に開口す
る穿刺孔３を備えている。穿刺孔３の内部には注射針が
突き通される穿刺壁４が設けられており、この穿刺壁４
は自己シール性を宵するシリコンゴムにて構成されてい
る。また、ポンプボデー２の穿刺孔３とは反対側の面には、
凹部５が形成されている。凹部５の開口部分は、例えば
伸縮可能なシリコンゴムからなる弾性膜Ｂで覆われてお
り、この弾性膜６と凹部５との間には、抗癌剤等の薬液
を貯留するリザーバ室７が形成されている。リザーバ室
７と穿刺孔３との境界部分には、注射針を受ける針止め
璧８が形成されており、この針止め壁８の一端には、注
射針を通じて穿刺孔３に注入された薬液をリザーバ室フ
に導く連通孔９が投けられている。ポンプボデー２の内部には、リザーバ室７に隣接してポ
ンプ室１０が形成されている。ポンプ室１０の底壁１０
ａの一端には吸入通路】ｌが開口されている。吸入通路
１１はリザーバ室７に連なっており、この吸入通路１１
のリザーバ室７への開口部分には、リザーバ室フからポ
ンプ室ｌＯに向う流通のみを許容する逆止弁１２が設け
られている。また、ポンプ室ｌＯの底壁１０ａの他端に
は吐出通路１３が開口されている。この吐出通路１３の
先端出口１３ａには注入用カテーテル１４が接続されて
おり、この注入用カテーテル１４の先端は例えば癌組織
の栄養血管Ｃ内に差し込まれている。なお、吐出通路１３の先端出口ｔａａには、ポンプ室ｌ
Ｏから注入用カテーテル１４に向う流通のみを許容する
逆止弁１５が設けられている。上記ポンプ室ｌＯには、ポンプ駆動部を構成する振動子
ユニット１Ｂが収容されている。この振動子ユニット１
Ｂは第２図に示すように、板状をなすバイモルフエアの
周囲をシリコンゴム等の弾性を有する絶縁シート１８で
被覆するとともに、この絶縁シ−ト１８の周囲をポリア
ミド等の水分を透過させない疎水性シート１９で被覆し
てなり、その外周部がポンプ室ｌＯの周壁に設けた溝部
２０に嵌合固定されている。そして、この振動子ユニッ
トＩ６はバイモルフ１７が変形していない状態、つまり
電圧が印加されていない状態では、ポンプ室１０の底ｒ
ｉＩＬＯａに隙間なく密接し、吸入通路１１と吐出通路
１３の連通を遮断している。なお、振動子ユニット１６のポンプ室ｌＯとは反対側に
は、この振動子ユニット１６とポンプボデー２との干渉
を防止する空間２１が存在するが、上記振動子ユニット
１Ｂの振動時に空間２１が負圧となるのを防止するため
、ポンプボデー２には空間２１の内外を連通させるブリ
ーザ孔２４が設けられている。また、上記穿刺孔３の周囲には、電磁コイル２２が設け
られている。電磁コイル２２は図示しないバッテリに接
続されており、この電磁コイル２２に体外から電磁界を
加えると、電磁誘導作用により起電力が発生し、バッテ
リが充電されるようになっている。そして、このバッテ
リは振動子ユニット１Ｂを駆動するための制御部２３に
接続されている。制御部２３はバイモルフ１７と電気的に接続されており
、このバイモルフ１７に所定のタイミングで電圧を印加
することにより、振動子ユニット１６を振動させてポン
プ室ｌＯの容積を変えるようになっている。ところで、ポンプボデー２には、リザーバ室７の圧力を
検出する手段としての圧力センサ２５が組込まれている
。本実施例の圧力センサ２５は第３図および第４図に示
すように、シリコンダイアフラム型圧力センサであり、
厚さ数■−四方程度のシリコンチップ２６を備えている
。シリコンチップ２６の中央部には厚さ数−〜数１Ｏｎ
の薄膜領域、つまりダイアフラム部２７が形成されてい
る。このダイアプラム部２７は半導体製造技術を用いて
シリコンチップ２６の下面側からエツチングで掘り込む
ことにより構成され、このダイアフラム部２７の周囲の
肉厚部２８はダイアフラム２７を支持する機能を有して
いる。このダイアフラム部２７の外周部の四箇所には、
拡散抵抗Ｒ１〜Ｒ４が埋設されており、これら拡散抵抗
Ｒ１〜Ｒ４はブリッジ接続されている。そして、ダイア
フラム部２フはリザーバ室フに露出されており、このダ
イアフラム部２７がリザーバ室７の圧力に応じてたわむ
と、ピエゾ抵抗効果によってダイアフラム部２７の内部
に生じた応力に比例して抵抗値が変化し、この抵抗値が
リザーバ室フの圧力を示す検出信号として取出される。なお、上記肉厚部２８には必要に応じて駆動回路や信号
処理回路が集積化されている。そして、このような圧力センサ２５は上記制御部２３に
対し電気的に接続されており、この制御部２３にはリザ
ーバ室７内の圧力を示す検出信号が入力される。この場
合、制御部２３にはリザーバ室７の圧力とポンプ室１０
から送り出される液量との相関関係が予め記憶されてお
り、このため、制御部２３では圧力センサ２５からの検
出信号にもとづいてバイモルフ１７に印加する電圧を：
Ａ整し、ポンプ室１０から送り出°される液量が、予め
設定された値と等しくなるようにバイモルフエフの駆動
を制御するようになっている。また、本実施例の場合、
体内に注入すべき薬液を癌細胞に対して時間依存性のあ
るもの、つまり一定の薬液濃度を長時間維持する必要が
ある５ＦＵ （５フルオロウラシル）としたことにより
、制御部２３によるバイモルフ１７の駆動周期Ｔは、第
５図に示すように、３０秒〜１０分（；１回とし、かつ
圧力センサ２５によるリザーバ室７の圧力検出は、バイ
モルフ１７の駆動の直前に行なうように設定している。そして、バイモルフ１７の駆動時およびリザーバ室７内
の圧力検出時以外は、バイモルフ１）および圧力センサ
２５に対するバッテリ電圧の印加を解除し、バッテリの
消耗を極力少なく抑えている。次に、上記体内埋込み形ポンプｌの作用を、例えば肝臓
癌の治療を目的とした場合に適用して説明する。まず、ポンプｌを外科的に皮下組織Ａに埋込み、その注
入用カテーテル１４を癌組織の栄養血管Ｃである肝動脈
内に差し込んで固定する。次に、注射針を穿刺壁４に穿刺して抗癌剤の薬液をリザ
ーバ室フに注入する。この薬液の注入により、弾性膜６
は伸長し緊張状態となる。この状態で、制御部２３から振動子ユニット１６のバイ
モルフエアに電圧が印加されると、このバイモルフ１７
が上方に湾曲する如き形状にたわみ変形する。そこで、
第５図に示すようにバイモルフ１７１；電圧を印加する
動作を一定の周期Ｔで繰り返すと、ポンプ室ｌＯの容積
が増減するので、リザーバ室７内の薬液が吸入通路１１
を通じて吸入されるとともに、この薬液が加圧されて吐
出通路１３に送り出される。この送り出された薬液は注
入用カテーテル１４を通じて栄養血管Ｃに注入される。なお、この薬液の注入によりリザーバ室７に貯留されて
いる薬液は次第に減少するが、この減少に応じて弾性膜
６が徐々に収縮していくので、リザーバ室７内が負圧と
なることはなく、ポンプ機能が損われることはない。ところで、このような体内埋込み形ポンプＬにおいては
、リザーバ室７を形作る弾性膜Ｂが皮下組１ａＡに対し
直接露出する形となるため、例えば患者が寝返りをうっ
た場合にリザーバ室フが圧迫されたり、患者の体の動き
により弾性膜６が圧力を受けることがあり得る。このた
め、リザーバ室７内の薬液が加圧されるから、バイモル
フエアがたわんでポンプ室ｌＯが負圧となった時に、薬
液が一気に流れ込んでポンプ室１０に取込まれる薬液の
量が多くなり過ぎてしまい、それ故、栄養血管Ｃに注入
される薬液の量が所定値よりも増える結果となる。しかるに、上記構成においては、リザーバ室７の圧力を
圧力センサ２５によって検出するとともに、バイモルフ
１７を駆動する制御部２３には、このリザーバ室７の圧
力とポンプＭＩＯから送り出される液量との相関関係を
予め記憶させておき、上記圧力センサ２５から送られる
検出信号にもとづきバイモルフエアに印加する電圧を：
Ａ！Ｘ！するようにしたので、例えばリザーバ室７の圧
力が高い時、つまり薬液が加圧されている時には、バイ
モルフエアに印加される電圧が低くなって、このバイモ
ルフ１７の変形が少なくなる。このため、見掛は上、ポ
ンプ室１０の容積が少なくなるから、加圧された薬液が
強制的に押込まれる分を相殺することができ、たとえリ
ザーバ室７の圧力が増大したとしても、ポンプ室１０か
ら送出される薬液の量が不所望に変動することはない。したがって、常、に所定量の薬液を栄養血管Ｃに注入す
ることができ、安全に治療を行なえるのは勿論のこと、
信頼性が向上する。また、本実施例では、圧力センサ２５として半導体製造
技術により作成した微小なシリコンダイア型フラム蜜圧カセンサを用いているため、この圧力センサ
２５を設置するに当たって広いスペースを必要とせず、
その分、ポンプｌを小型化することができる。それとともに、バイモルフエアの駆動時およびリザーバ
室７内の圧力検出時以外は、バイモルフ１７および圧力
センサ２５に対するバッテリ電圧の印加を解除し、バッ
テリの消耗を極力少なくしているので、ポンプボデー２
に内蔵するバッテリも小型なもので良く、この点でもポ
ンプｌの小型化に寄与する。また、バイモルフエアーに電圧が印加されていない状態
では、振動子ユニット１６がポンプ室１ｏの底壁１０ａ
に密接して吸入通路１１と吐出通路１３の連通を遮断し
ている。このため、バイモルフ１７に電圧が印加されて
いない時にリザーバ室７に圧力が加わっても、薬液がポ
ンプ室１０を通じて注入用カテーテル１４に流れ込むこ
とはない。なお、本実施例において、バイモルフエアの駆動周期は
薬液の８類に応じて適宜変更可能であるとともに、この
バイモルフ１フの駆動制御も、電圧を変えるものに特定
されず、例えば電圧を一定として駆動周波数を変えたり
、あるいはその両方を組み合わせても良い。一方、第６図および第７図には本発明の第２実施例が示
されている。すなわち、薬液を栄養血管Ｃに注入する場合、この注入
量は患者の血圧の高低によっても変動する虞れがあるた
め、このｔｔｉ２実施例では、栄養血管Ｃに差し込まれ
る注入用カテーテル３１の先端部に、血圧を検出する手
段を設けている。この場合、注入用カテーテル３１の内部には、吐出通路
１３に連なる大径な薬液通路３２と小径なリード線挿通
路３３が区画して設けられている。薬液通路３２の先端
は注入用カテーテル３１の先端に開口されて、薬液注入
孔３４を構成しているとともに、リード線挿通路３３の
先端は封止部材３５によって液密に閉塞されている。そ
して、注入用カテーテル３１の先端部には、リード線挿
通路３３例の外周に位置して、栄養血管Ｃの血圧を検出
する他の圧力センサ３Ｂが埋め込まれている。この圧力
センサ３６は上記第１実施例で示した圧力センサ２５と
同様のシリコンダイアフラム型圧力センサであり、この
圧力センサ３６から導出されたリード線３７は、上記リ
ード線挿通路３３を通じてポンプボデー２に導かれた後
、上記制御部２３に接続されている。この際、制御部２３にはリザーバ室７の圧力を示す検出
信号と、栄養血管Ｃの圧力を示す検出信号が入力される
ため、この制御部２３ではリザーバ室７の圧力と血圧と
の差を演算する。そして、この演算値にもとづいてバイ
モルフ１７に印加すべき電圧値を算出し、バイモルフ１
７の駆動を制御するようになっている。この第２実施例の構成によれば、バイモルフ１７の駆動
を、リザーバ室７の圧力だけではなく、薬液を注入すべ
き栄養血管Ｃの血圧変化にも対応して制御することがで
き、薬液の注入間のばらつきがより少なくなる。なお、この第２実施例において、バイモルフ１７の駆動
制御は、このバイモルフ１７に印加する電圧を変えるだ
けではなく、電圧を一定として周波数を変えても良いし
、その両方を組み合わせても良い。また、第８図ないし第９図には本発明の第３実施例が示
されている。この第３実施例は、吐出通路１３の逆止弁１５の代わり
に、制御部２３によって開閉制御される制御弁４１を用
いたものである。すなわち、吐出通路１３の途中には制御弁４１を収容す
る広い弁室４２が形成されており、この弁室４２の一端
に先端出口１３ａに連なる連通孔４３が開口されている
。そして、この弁室４２に収容される上記制御弁４１は
、板状をなす複数の圧電セラミックス４４を厚み方向に
積層するとともに、これら圧電セラミックス４４の外周
面を、例えばシリコンゴム等の弾性膜４５で被覆した柱
状の弁体４６を備えている。この弁体４Ｂは連通孔４３と略同軸状をなして弁痙４２
の内面に固定されており、その先端の閉塞面４Ｇａが；
ａ通口４３に対し接離可能に密接している。この弁体４
６の圧電セラミックス４４は、制御部２３に電気的に接
続されており、この制御部２３を通じて電圧が印加され
ると、各圧電セラミックス４４にひずみが生じて寸法が
変化し、弁体４６が軸方向に収縮するようになっている
。そして、弁体４６が収縮すると、第９図に示すように
閉塞面４６ａが連通孔４３から離脱し、この連通孔４３
が開口されるとともに、閉塞面４６と弁室４２の内面と
の間に流路４７が形成される。また、本実施例の場合、圧電セラミックス４４に電圧を
印加するタイミング、つまり制御弁４１を開閉駆動する
タイミングは、バイモルフエアの駆動タイミングと同期
させているとともに、この圧電セラミックス４４に印加
させる電圧の値は、リザーバ室７の圧力に応じて適宜変
化させている。この電圧の変化により、弁体４６が開い
た時に弁室４２との間に形成される流路４７の通路面積
が変化し、この流路４フを薬液が通過する際の管路抵抗
を変えて、吐出通路１２に送り出される薬液の量をリザ
ーバ室７の圧力に応じて調整制御している。なお、バイモルフエアの駆動は上記第１実施例と同様に
、予め設定された一定の周期電圧で行なっている。さらに、本実施例の制御部２３は、リザーバ室フの圧力
が異常に高くなった時に、バイモルフ１７および圧電セ
ラミックス４４への電圧の印加を解除し、薬液の供給を
停止すると同時に、連通孔４３を弁体４Ｂで閉塞してポ
ンプ室ｌＯと注入用カテーテル１３との連通を遮断して
いる。また、この際、ポンプボデー２に音あるいは光に
よる図示しない警報器を組み込んでおき、この警報器を
制御部２３からの信号で駆動することにより、患者に異
常を知らせるようにしても良い。このような構成によれば、圧電セラミックス４４に印加
される電圧を、リザーバ室７の圧力に応じて変化させて
いるので、弁体４Ｂが開いた時に、弁室４２との間に形
成される流路４７の管路抵抗を自由に変えることができ
、注入用カテーテル１３に送り出される薬液の量を微調
整することができる。また、圧電セラミックス４４に電圧が印加されていない
状態では、弁体４６によって連通孔４３が閉じられてい
るので、たとえリザーバ室７の圧力が異常に高くなつた
場合でも、薬液が注入用カテーテル１４を介して人体に
注入されることはなく、安全である。しかも、弁体４６は薬液がポンプ室１０から送り出され
る時以外は閉じており、この際、圧電セラミックス４４
には電圧は印加されていないので、バッテリの消耗が少
なくて済む。このため、ポンプボデー２に内蔵するバッ
テリも小型なもので良く、この点でもポンプｌの小型化
に寄与する。さらに、第１０図には本発明の第４実施例が示されてい
る。この第４実施例は、ポンプボデー５１をリザーバ室フや
バッテリををする薬液注入部５２と、振動子ユニット１
６や制御部２３を有するポンプ部５３とに分割したもの
で、この薬液注入部５２にはリザーバ室７に連なる供給
口５４が形成されている。また、ポンプ部５３には吸入
ａ路１１に連なる薬液人口５５が形成されており、この
薬液人口５５と供給口５４とは接続カテーテル５６を介
して接続されている。また、ポンプ部５３にはシリコンダイアフラム型の圧力
センサ５７が設けられている。この圧力センサ５７は吸
入通路１１における逆止弁１２の上流側に設けられてお
り、その抵抗を埋込んだダイアフラム部（図示せず）が
吸入通路ＩＩに露出されている。そして、圧力センサ５７は制御部２３に接続されており
、この制御部２３は上記接続カテーテル５６の外周に春
日したリード線５８を介してバッテリと接続されている
。このような構成によれば、ポンプボデー５１を薬液注入
部５２とポンプ＠５３とに分割したことにより、個々の
部品を小型化できる。しかも、人体の最適な箇所に埋め
込んで使用できるから、ポンプｌを使用する患者の負担
を軽減することができる。さらに、第１１図ないし第１３図には本発明の第５実施
例が示されている。この第５実施例は、ポンプボデー６１に一対の穿刺孔６
２ａ、 ６２ｂおよびポンプ室６３ａ、６３ｂを並列に
設けたものであり、これら穿刺孔６２ａ、１ｉ２ｂおよ
びポンプ室６３ａ、６３ｂは、図示しない一対のリザー
バ室に個別に連なっている。なお、ポンプボデー６１には各リザーバ室に対応して圧
力センサ（図示せず）が設けられている。また、ポンプボデー６１の一方のポンプ室６３ａ側に偏
った位置には、注入用カテーテル６５が接続されている
。この注入用カテーテル６５の内部には、大径な第１の
薬液通路ＢＢと小径な第２の薬液通路６７が区画して設
けられている。第１の薬液通路６６の一端は一方のポン
プ室６３ａに連なる吐出通路８４ｍに接続されており、
この吐出Ｊｖ＃１６４ａの先端は注入用カテーテル６５
の挿入先端に開口されて、薬液注入孔６８を構成してい
る。第２の薬液通路６７の両端開口部は、共に封止剤６
９によって液密に閉塞されており、この第２の薬液通路
６７の一端側には接続チニーブフ０が差し込まれている
。接続チューブ７．０は接続カテーテル７１を介して上
記他方のポンプ室ｅ３ｂの吐出通路Ｂ４ｂに接続されて
おり、注入用カテーテル８５と接続チューブ７０および
接続カテーテル７Ｉとの接合部は、接着剤７２によって
固められている。また、第２の薬液通路６７は注入用カテーテル６５の先
端部において、連通ロア３を介して第１の薬液通路６Ｇ
に連通されており、これら第１の薬液通路６６と第２の
薬液通路６７は、注入用カテーテル６５の先端部て合流
されている。なお、本実施例の場合、一方のポンプ室Ｈａ側のリザー
バ室には、穿刺孔（ｉ２ａを介して例えば抗癌剤等の薬
液が注入され、また、他方のポンプ室６３ｂ側のリザー
バ室には、穿刺孔１１ｉ２ｂを介してヘパリン溶液が注
入されている。一方、各ポンプ室Ｈａ、８３ｂには、上記第１実施例と
同様にバイモルフを備えた振動子ユニット７４ａ、７４
ｂが設けられている。これら振動子ユニット７４ａ、７
４ｂはポンプボデーＢ１内の制御部７５に電気的に接続
されており、この制御部７５は振動子ユニット７４ａ、
７４ｂのバイモルフエアに所定のタイミングで電圧を印
加させる。すなわち、本実施例の場合は、第１３図に示
すように、まず薬液を送り出すポンプ室６３ａ側の振動
子ユニット７４ｂに電圧を印加した後に、ヘパリン溶液
を送り出すポンプ室６３ｂｌ：［圧を印加するプログラ
ムが組まれている。そして、このヘパリン溶液の注入量は、注入用カテーテ
ル６５の先端部において、第２の薬液通路Ｇ７の連通ロ
ア３よりも下流側の液を全て栄養血管Ｃに押し出す程度
に設定されている。このような構成によれば、注入用カテーテル６５の内部
に第１の薬液通路６Ｇと第２の薬液通路８を区画して設
け、この第１の薬液通路６Ｂに抗癌剤等の薬液を、また
第２の薬液通路６７にはヘパリン溶液を独立して送り出
すようにしたので、この注入用カテーテル６５の先端を
栄養血管Ｃ内に留置して断続的に薬液の注入を行なう場
合に、注入用カテーテル６５の先端の薬液注入口６８に
は常にヘパリン溶液が蓄えられることになる。したがっ
て、上記第１実施例と同様の効果の他に、血栓の発生を
防止できるといった利点がある。［発明の効果］以上詳述した本発明によれば、リザーバ室の圧力が増大
したとしても、ポンプ室から送出される液体の量が不所
望に変動することはなく、常に所定量の液体を体内の目
的部位に注入することができる。したがって、安全に治
療を行なえるのは勿論のこと、信頼性が向上する利点が
ある。[Problems to be Solved by the Invention] In this type of implantable pump, the injection amount of the drug solution is controlled by the pressure generated in the reservoir, the catheter that guides the drug solution delivered from the pump to the target site in the body, determined by the conduit resistance of the For this reason, when the body temperature rises, the pressure inside the reservoir increases accordingly, resulting in the problem that the amount of medicinal fluid sent out from the reservoir, and ultimately the amount of medicinal fluid injected into the human body, exceeds a predetermined value. In the case of an implantable pump recently filed by the present applicant as Japanese Patent Application No. 1983-IB4g87j, the reservoir for storing the medicinal solution is made of a stretchable elastic membrane such as silicone rubber. The reservoir is directly exposed within the body cavity or subcutaneous tissue.For this reason, when the patient changes his or her position by turning over, for example, the reservoir is compressed. There is a risk that the internal pressure will increase.Then, the amount of liquid medicine sent to the suction side of the pump will increase, but the pump itself will repeat the same operation as usual, and as a result, the injection of liquid medicine into the human body will be delayed. Therefore, it is an object of the present invention to maintain a predetermined amount of liquid without undesirably changing the amount of liquid to be injected even when the pressure in the reservoir chamber increases. An object of the present invention is to obtain a pump that can be implanted in the body and is capable of accurately discharging a medicinal liquid. A reservoir chamber for storing a liquid to be injected into the body, a pump chamber communicating with the reservoir chamber, and a pump drive unit that sends the liquid to a target site in the body by changing the volume of the pump chamber. The present invention is based on an implantable pump having the following features: a detecting means for detecting the pressure in the reservoir chamber, and a control section for controlling the driving of the pump driving section based on a signal from the detecting means. [Function] According to this configuration, the pump drive section is driven by a command from the control section, so the signal from the detection means for detecting the pressure in the reservoir chamber is input to this control section, and this signal is input to the control section. If the drive of the pump drive unit is controlled in accordance with the above, even if the pressure in the reservoir chamber increases, the amount of liquid delivered from the pump chamber will not change undesirably.For this reason,
A predetermined amount of liquid can always be injected into the target site within the body, improving reliability. [Embodiment] A first embodiment of the present invention will be described below with reference to FIGS. 1 to 5. An implantable pump indicated by the symbol l in FIG. 1 is implanted, for example, in the subcutaneous tissue A of a human body. A pump body 2, which forms the outer shell of the pump 1, is provided with a puncture hole 3 that opens on its skin B side surface. A puncture wall 4 is provided inside the puncture hole 3, and the puncture wall 4 is penetrated by the injection needle.
It is made of silicone rubber that has self-sealing properties. In addition, on the surface of the pump body 2 opposite to the puncture hole 3,
A recess 5 is formed. The opening of the recess 5 is covered with an elastic membrane B made of stretchable silicone rubber, for example, and a reservoir chamber 7 is formed between the elastic membrane 6 and the recess 5 to store a medical solution such as an anticancer drug. ing. A needle stopper wall 8 for receiving the injection needle is formed at the boundary between the reservoir chamber 7 and the puncture hole 3, and one end of this needle stopper wall 8 is provided with a medical solution injected into the puncture hole 3 through the injection needle. A communication hole 9 leading to the reservoir chamber is provided. A pump chamber 10 is formed inside the pump body 2 adjacent to the reservoir chamber 7 . Bottom wall 10 of pump chamber 10
A suction passage [l] is opened at one end of a. The suction passage 11 is connected to the reservoir chamber 7, and this suction passage 11
A check valve 12 is provided at the opening to the reservoir chamber 7 to allow flow only from the reservoir chamber 10 to the pump chamber 10. Further, a discharge passage 13 is opened at the other end of the bottom wall 10a of the pump chamber IO. An injection catheter 14 is connected to the distal end outlet 13a of the discharge passage 13, and the distal end of the injection catheter 14 is inserted, for example, into a feeding blood vessel C of cancer tissue. Note that a pump chamber l is located at the tip outlet taa of the discharge passage 13.
A check valve 15 is provided that allows flow only from O to the injection catheter 14. The pump chamber IO accommodates a vibrator unit 1B that constitutes a pump drive section. This vibrator unit 1
B, as shown in Fig. 2, covers the periphery of the plate-shaped bimorph air with an elastic insulating sheet 18 such as silicone rubber, and the periphery of this insulating sheet 18 is made of polyamide or the like which does not allow moisture to pass through. It is covered with a hydrophobic sheet 19, and its outer peripheral portion is fitted and fixed in a groove 20 provided in the peripheral wall of the pump chamber IO. When the bimorph 17 is not deformed, that is, when no voltage is applied, the vibrator unit I6 is located at the bottom r of the pump chamber 10.
It is in close contact with iILOa without a gap, and blocks communication between the suction passage 11 and the discharge passage 13. Note that on the side of the vibrator unit 16 opposite to the pump chamber 1O, there is a space 21 that prevents interference between the vibrator unit 16 and the pump body 2; however, when the vibrator unit 1B vibrates, the space 21 is In order to prevent negative pressure, the pump body 2 is provided with a breather hole 24 that communicates the inside and outside of the space 21. Further, an electromagnetic coil 22 is provided around the puncture hole 3. The electromagnetic coil 22 is connected to a battery (not shown), and when an electromagnetic field is applied to the electromagnetic coil 22 from outside the body, an electromotive force is generated due to electromagnetic induction, and the battery is charged. This battery is connected to a control section 23 for driving the vibrator unit 1B. The control unit 23 is electrically connected to the bimorph 17, and by applying a voltage to the bimorph 17 at a predetermined timing, the vibrator unit 16 is vibrated to change the volume of the pump chamber IO. . Incidentally, a pressure sensor 25 is incorporated into the pump body 2 as a means for detecting the pressure in the reservoir chamber 7. The pressure sensor 25 of this embodiment is a silicon diaphragm type pressure sensor, as shown in FIGS. 3 and 4.
It is provided with a silicon chip 26 having a thickness of about 1-4 squares. The central part of the silicon chip 26 has a thickness of several to several 1 On.
A thin film region, that is, a diaphragm portion 27 is formed. This diaphragm part 27 is constructed by etching the silicon chip 26 from the bottom side using semiconductor manufacturing technology, and the thick part 28 around this diaphragm part 27 has a function of supporting the diaphragm 27. . At four locations on the outer periphery of this diaphragm portion 27,
Diffused resistors R1 to R4 are buried, and these diffused resistors R1 to R4 are bridge-connected. The diaphragm part 2f is exposed to the reservoir chamber f, and when the diaphragm part 27 is bent in response to the pressure in the reservoir chamber 7, resistance is proportional to the stress generated inside the diaphragm part 27 due to the piezoresistive effect. The value changes, and this resistance value is taken out as a detection signal indicating the pressure in the reservoir chamber. Note that a drive circuit and a signal processing circuit are integrated in the thick portion 28 as necessary. The pressure sensor 25 is electrically connected to the control section 23, and a detection signal indicating the pressure inside the reservoir chamber 7 is input to the control section 23. In this case, the control unit 23 controls the pressure in the reservoir chamber 7 and the pressure in the pump chamber 10.
The correlation with the amount of liquid sent out from the pressure sensor 25 is stored in advance, and therefore, the control unit 23 controls the voltage applied to the bimorph 17 based on the detection signal from the pressure sensor 25:
The drive of the bimorph is controlled so that the amount of liquid sent out from the pump chamber 10 is equal to a preset value. In addition, in the case of this example,
The control unit 23 can drive the bimorph 17 by using 5FU (5 fluorouracil) as the drug solution to be injected into the body, which is time-dependent on cancer cells, that is, it is necessary to maintain a constant drug solution concentration for a long time. As shown in FIG. 5, the period T is 30 seconds to 10 minutes (once), and the pressure in the reservoir chamber 7 is detected by the pressure sensor 25 immediately before the bimorph 17 is driven. And, except when driving the bimorph 17 and detecting the pressure in the reservoir chamber 7, application of battery voltage to the bimorph 1) and the pressure sensor 25 is canceled to suppress battery consumption as much as possible. Next, the action of the above-mentioned internally implantable pump 1 will be explained by applying it to, for example, the treatment of liver cancer. First, the pump I is surgically implanted into the subcutaneous tissue A, and its injection catheter 14 is inserted into the hepatic artery, which is the feeding blood vessel C of the cancerous tissue, and fixed. Next, the injection needle is inserted into the puncture wall 4 to inject the anticancer drug into the reservoir chamber. By injecting this chemical solution, the elastic membrane 6
stretches and becomes tense. In this state, when a voltage is applied from the control section 23 to the bimorph air of the vibrator unit 16, this bimorph 17
is bent and deformed into a shape that curves upward. Therefore,
As shown in FIG. 5, when the operation of applying voltage to the bimorph 171 is repeated at a constant period T, the volume of the pump chamber 10 increases or decreases, so that the medicinal liquid in the reservoir chamber 7 is transferred to the suction passage 11.
At the same time, this medicinal solution is pressurized and sent to the discharge passage 13. This delivered medical solution is injected into the feeding blood vessel C through the injection catheter 14. Note that by injecting this chemical liquid, the chemical liquid stored in the reservoir chamber 7 gradually decreases, but the elastic membrane 6 gradually contracts in accordance with this decrease, so that the inside of the reservoir chamber 7 does not become negative pressure. There is no damage to the pump function. By the way, in such a body-implantable pump L, the elastic membrane B forming the reservoir chamber 7 is directly exposed to the subcutaneous tissue 1aA, so that, for example, when the patient turns over in bed, the reservoir chamber 7 is compressed. In addition, the elastic membrane 6 may be subjected to pressure due to the movement of the patient's body. For this reason, the chemical liquid in the reservoir chamber 7 is pressurized, so when the bimorph air bends and the pump chamber lO becomes negative pressure, the chemical liquid flows all at once and the amount of the chemical liquid taken into the pump chamber 10 increases. Therefore, the amount of drug solution injected into the feeding blood vessel C becomes larger than the predetermined value. However, in the above configuration, the pressure in the reservoir chamber 7 is detected by the pressure sensor 25, and the control section 23 that drives the bimorph 17 has a correlation between the pressure in the reservoir chamber 7 and the amount of liquid sent out from the pump MIO. is stored in advance, and the voltage applied to the bimorph air based on the detection signal sent from the pressure sensor 25 is:
A! X! Therefore, for example, when the pressure in the reservoir chamber 7 is high, that is, when the chemical solution is pressurized, the voltage applied to the bimorph air is lowered, and the deformation of the bimorph 17 is reduced. Therefore, the volume of the pump chamber 10 is reduced, which makes it possible to offset the amount of pressurized chemical liquid that is forced into it, even if the pressure in the reservoir chamber 7 increases. The amount of chemical liquid delivered from the pump chamber 10 will not fluctuate undesirably. Therefore, a predetermined amount of drug solution can be injected into the feeding blood vessel C at all times, and treatment can be performed safely.
Improved reliability. In addition, in this embodiment, since the pressure sensor 25 is a small silicon diamond-type flame pressure sensor manufactured using semiconductor manufacturing technology, a large space is not required to install the pressure sensor 25.
The pump l can be made smaller accordingly. At the same time, the battery voltage is not applied to the bimorph 17 and the pressure sensor 25 except when driving the bimorph air or detecting the pressure inside the reservoir chamber 7, thereby minimizing battery consumption.
The built-in battery may also be small, and this also contributes to miniaturization of the pump l. Furthermore, when no voltage is applied to the bimorph air, the vibrator unit 16 is connected to the bottom wall 10a of the pump chamber 1o.
The suction passage 11 and the discharge passage 13 are in close contact with each other to block communication between the suction passage 11 and the discharge passage 13. Therefore, even if pressure is applied to the reservoir chamber 7 when no voltage is applied to the bimorph 17, the medicinal solution will not flow into the injection catheter 14 through the pump chamber 10. In addition, in this example, the drive cycle of the bimorph air can be changed as appropriate according to class 8 of the chemical liquid, and the drive control of the bimorph 1 is not limited to changing the voltage, for example, the voltage may be kept constant. The driving frequency may be changed or both may be combined. On the other hand, FIGS. 6 and 7 show a second embodiment of the present invention. That is, when injecting a medicinal solution into the feeding blood vessel C, the injection amount may vary depending on the patient's blood pressure. The device is equipped with means for detecting blood pressure. In this case, the inside of the injection catheter 31 is divided into a large-diameter liquid drug passage 32 connected to the discharge passage 13 and a small-diameter lead wire insertion passage 33. The distal end of the drug solution passage 32 is opened at the distal end of the injection catheter 31 to constitute a drug solution injection hole 34, and the distal end of the lead wire insertion passage 33 is fluid-tightly closed by a sealing member 35. Further, another pressure sensor 3B for detecting the blood pressure of the feeding blood vessel C is embedded in the distal end of the injection catheter 31, located on the outer periphery of the lead wire insertion path 33. This pressure sensor 36 is a silicon diaphragm type pressure sensor similar to the pressure sensor 25 shown in the first embodiment, and a lead wire 37 led out from this pressure sensor 36 is connected to the pump body 2 through the lead wire insertion passage 33. After being guided to the controller 23, the controller 23 is connected to the controller 23. At this time, since a detection signal indicating the pressure in the reservoir chamber 7 and a detection signal indicating the pressure in the feeding blood vessel C are input to the control section 23, the control section 23 detects the difference between the pressure in the reservoir chamber 7 and the blood pressure. calculate. Then, based on this calculated value, the voltage value to be applied to the bimorph 17 is calculated, and the voltage value to be applied to the bimorph 17 is calculated.
It is designed to control the drive of 7. According to the configuration of the second embodiment, the drive of the bimorph 17 can be controlled not only in response to the pressure in the reservoir chamber 7 but also in response to changes in the blood pressure of the feeding blood vessel C into which the drug solution is to be injected. There is less variation between injections. In this second embodiment, the drive control of the bimorph 17 may be performed not only by changing the voltage applied to the bimorph 17, but also by changing the frequency while keeping the voltage constant, or by a combination of both. 8 and 9 show a third embodiment of the present invention. In this third embodiment, a control valve 41 whose opening and closing are controlled by a control section 23 is used in place of the check valve 15 of the discharge passage 13. That is, a wide valve chamber 42 for accommodating a control valve 41 is formed in the middle of the discharge passage 13, and a communication hole 43 connected to the tip outlet 13a is opened at one end of the valve chamber 42. The control valve 41 housed in the valve chamber 42 has a plurality of plate-shaped piezoelectric ceramics 44 laminated in the thickness direction, and the outer circumferential surface of the piezoelectric ceramics 44 is covered with an elastic membrane 45 made of silicone rubber or the like. The valve body 46 is provided with a columnar valve body 46 coated with. This valve body 4B is substantially coaxial with the communication hole 43, and the valve spasm 42
It is fixed to the inner surface of the , and the closed surface 4Ga at the tip is;
It is in close contact with the a-hole 43 so as to be able to come into contact with and separate from it. This valve body 4
The piezoelectric ceramics 44 of No. 6 are electrically connected to the control unit 23, and when a voltage is applied through the control unit 23, each piezoelectric ceramic 44 is strained and its dimensions change, and the valve body 46 is rotated with respect to its axis. It is designed to contract in the direction. When the valve body 46 contracts, the closing surface 46a separates from the communication hole 43 as shown in FIG.
is opened, and a flow path 47 is formed between the closing surface 46 and the inner surface of the valve chamber 42. In the case of this embodiment, the timing of applying voltage to the piezoelectric ceramic 44, that is, the timing of opening and closing the control valve 41, is synchronized with the driving timing of the bimorph air, and the voltage applied to the piezoelectric ceramic 44 is synchronized with the timing of driving the bimorph air. The value is changed as appropriate depending on the pressure in the reservoir chamber 7. Due to this change in voltage, the passage area of the flow path 47 formed between the valve body 46 and the valve chamber 42 changes when the valve body 46 opens, and the resistance of the flow path when the chemical liquid passes through this flow path 4F changes. Thus, the amount of chemical liquid sent to the discharge passage 12 is adjusted and controlled according to the pressure in the reservoir chamber 7. Note that, as in the first embodiment, the bimorph air is driven using a preset constant periodic voltage. Furthermore, when the pressure in the reservoir chamber F becomes abnormally high, the control unit 23 of this embodiment releases the voltage application to the bimorph 17 and the piezoelectric ceramics 44, stops the supply of the chemical solution, and at the same time closes the communication hole 43. is closed with a valve body 4B to cut off communication between the pump chamber IO and the injection catheter 13. Further, at this time, a sound or light alarm (not shown) may be incorporated into the pump body 2, and this alarm may be driven by a signal from the control unit 23 to notify the patient of the abnormality. According to such a configuration, since the voltage applied to the piezoelectric ceramics 44 is changed according to the pressure in the reservoir chamber 7, when the valve body 4B opens, a voltage is formed between the valve body 4B and the valve chamber 42. The resistance of the flow path 47 can be freely changed, and the amount of drug solution delivered to the injection catheter 13 can be finely adjusted. In addition, when no voltage is applied to the piezoelectric ceramic 44, the communication hole 43 is closed by the valve body 46, so even if the pressure in the reservoir chamber 7 becomes abnormally high, the medicinal solution will not be transferred to the injection catheter 14. It is safe and will not be injected into the human body through. Moreover, the valve body 46 is closed except when the chemical liquid is sent out from the pump chamber 10, and at this time, the piezoelectric ceramic 44
Since no voltage is applied to the battery, battery consumption is reduced. Therefore, the battery built into the pump body 2 may also be small, and this also contributes to miniaturization of the pump l. Further, FIG. 10 shows a fourth embodiment of the present invention. In this fourth embodiment, a pump body 51 is connected to a reservoir chamber, a chemical liquid injector 52 that serves as a battery, and a vibrator unit 1.
6 and a pump section 53 having a control section 23, and a supply port 54 connected to the reservoir chamber 7 is formed in this drug injection section 52. In addition, a drug solution port 55 connected to the suction a-path 11 is formed in the pump portion 53, and the drug solution port 55 and the supply port 54 are connected via a connecting catheter 56. Further, the pump section 53 is provided with a silicon diaphragm type pressure sensor 57. This pressure sensor 57 is provided upstream of the check valve 12 in the suction passage 11, and a diaphragm portion (not shown) in which a resistor is embedded is exposed to the suction passage II. The pressure sensor 57 is connected to a control section 23, and this control section 23 is connected to a battery via a lead wire 58 extending around the outer periphery of the connecting catheter 56. According to such a configuration, by dividing the pump body 51 into the chemical liquid injection part 52 and the pump@53, the individual parts can be miniaturized. Moreover, since it can be used by being implanted in an optimal location in the human body, the burden on the patient using the pump I can be reduced. Furthermore, a fifth embodiment of the present invention is shown in FIGS. 11 to 13. In this fifth embodiment, a pair of puncture holes 6 are provided in a pump body 61.
2a, 62b and pump chambers 63a, 63b are provided in parallel, and these puncture holes 62a, 1i2b and pump chambers 63a, 63b are individually connected to a pair of reservoir chambers (not shown). Note that the pump body 61 is provided with a pressure sensor (not shown) corresponding to each reservoir chamber. Furthermore, an injection catheter 65 is connected to a position of the pump body 61 that is biased toward one pump chamber 63a. Inside the injection catheter 65, a large-diameter first drug liquid passage BB and a small-diameter second drug liquid passage 67 are partitioned. One end of the first chemical liquid passage 66 is connected to a discharge passage 84m that connects to one pump chamber 63a,
The tip of this discharge Jv #164a is connected to the injection catheter 65.
The drug solution injection hole 68 is opened at the insertion tip of the drug solution injection hole 68 . Both end openings of the second chemical liquid passage 67 are filled with a sealant 6
9, and a connecting chiny buff 0 is inserted into one end of the second chemical liquid passage 67. The connecting tube 7.0 is connected to the discharge passage B4b of the other pump chamber e3b via the connecting catheter 71, and the joints between the injection catheter 85, the connecting tube 70, and the connecting catheter 7I are bonded with an adhesive 72. It is solidified. Further, the second liquid drug passage 67 is connected to the first liquid liquid passage 6G via the communication lower 3 at the distal end of the injection catheter 65.
The first medicinal liquid passage 66 and the second medicinal liquid passage 67 are joined at the distal end of the injection catheter 65. In the case of this embodiment, a drug solution such as an anticancer drug is injected into the reservoir chamber on the side of one pump chamber Ha through the puncture hole (i2a), and the reservoir chamber on the side of the other pump chamber 63b is A heparin solution is injected through the puncture hole 11i2b.Meanwhile, in each pump chamber Ha, 83b, vibrator units 74a, 74 equipped with bimorphs are installed, as in the first embodiment.
b is provided. These vibrator units 74a, 7
4b is electrically connected to a control section 75 in the pump body B1, and this control section 75 is connected to the transducer unit 74a,
A voltage is applied to the bimorph air 74b at a predetermined timing. That is, in the case of this embodiment, as shown in FIG. 13, first, a voltage is applied to the vibrator unit 74b on the side of the pump chamber 63a that pumps out the drug solution, and then the voltage is applied to the pump chamber 63bl that pumps out the heparin solution. A program has been set up. The injection amount of this heparin solution is set to such an extent that all the liquid downstream of the lower communication passage 3 of the second drug passage G7 is pushed out to the feeding blood vessel C at the distal end of the injection catheter 65. According to such a configuration, the first medicinal liquid passage 6G and the second medicinal liquid passage 8 are partitioned and provided inside the injection catheter 65, and a medicinal liquid such as an anticancer drug is supplied to the first medicinal liquid passage 6B. Since the heparin solution is independently sent to the second medical fluid passage 67, when the tip of the infusion catheter 65 is placed in the feeding blood vessel C and the medicinal fluid is injected intermittently, the infusion catheter 65 Heparin solution is always stored in the drug solution inlet 68 at the tip of the heparin solution. Therefore, in addition to the same effects as in the first embodiment, there is an advantage that the occurrence of blood clots can be prevented. [Effects of the Invention] According to the present invention described in detail above, even if the pressure in the reservoir chamber increases, the amount of liquid delivered from the pump chamber does not change undesirably, and a predetermined amount of liquid is always delivered. It can be injected into the desired site within the body. Therefore, there is an advantage that not only treatment can be performed safely but also reliability can be improved.
【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]ｆｆ１１図ないし第５図は本発明の第１実施例を示し、
第１図はポンプを皮下ｍ織に埋め込んだ状態を示す断面
図、第２図は振動子ユニットの断面図、第３図は圧力セ
ンサの平面図、第４図は圧力センサの断面図、第５図は
圧力センサおよびバイモルフへの通電タイミングを示す
タイムチャート、第６図および第７図は本発明の第２実
施例を示し、第６図は注入用カテーテルの先端部分の断
面図、第７図は第６図中■−■線に沿う断面図、第８図
および第９図は本発明の第３実施例を示し、第８図はポ
ンプを一部断面した側面図、第９図は制御弁の断面図、
第１０図は本発明の第４実施例を示す断面図、第１１図
ないし第１３図は本発明の第５実施例を示し、第、１１
図はポンプの平面図、第１２図は注入用カテーテルの断
面図、ｉ’！１３図はバイモルフへの；ａ電タイミング
を示すタイムチャートである。７・・・リザーバ室、１０．８３ａ、６３ｂ・・・ポン
プ室、１６．７４ａ、７４ｂ・・・ポンプ駆動部（振動
子ユニット）、２３．７５・・・制御部、２５・・・検
出手段（圧力センサ）。第８図出願人代理人 弁理士 坪井 淳第９図手続補正書平成元年１、％２５８ff11 to 5 show the first embodiment of the present invention,
Fig. 1 is a sectional view showing the pump embedded in subcutaneous tissue, Fig. 2 is a sectional view of the vibrator unit, Fig. 3 is a plan view of the pressure sensor, and Fig. 4 is a sectional view of the pressure sensor. FIG. 5 is a time chart showing the timing of energizing the pressure sensor and bimorph, FIGS. 6 and 7 show a second embodiment of the present invention, FIG. 6 is a sectional view of the distal end portion of the injection catheter, and FIG. The figure is a sectional view taken along the line ■-■ in FIG. 6, FIGS. 8 and 9 show a third embodiment of the present invention, FIG. 8 is a partially sectional side view of the pump, and FIG. Cross-sectional view of the control valve,
FIG. 10 is a sectional view showing a fourth embodiment of the present invention, and FIGS. 11 to 13 show a fifth embodiment of the present invention.
The figure is a plan view of the pump, and FIG. 12 is a cross-sectional view of the infusion catheter. i'! FIG. 13 is a time chart showing the timing of the a-electron to the bimorph. 7... Reservoir chamber, 10.83a, 63b... Pump chamber, 16.74a, 74b... Pump drive section (oscillator unit), 23.75... Control section, 25... Detection means (Pressure sensor). Figure 8 Applicant's agent Patent attorney Jun Tsuboi Figure 9 Procedural amendment 1989 1, % 258