JP2000510929A - 磁力で懸垂且つ回転されるハイブリッド型遠心圧送装置及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （ｉ）電磁石（５２，５４）によって全体が磁気的に支持され且つ回転される一体化されたインペラ及びローター（２１）、（ii）流体流及び包囲体のためのポンプハウジング及び弓形の通路(３２，３４，３６)、（iii）前記ポンプハウジングに埋め込まれ且つ一体化されたブラシレス駆動モーター（４０）、（iv）電力供給源、（ｖ）特有の電子検知及び制御アルゴリズム、(これらは全て堅固に組み合わせられて効率的で寿命が長くメンテナンスガ少なくて済む動作を提供する)、を含む、敏感な生物学的流体を圧送するための遠心ポンプ（１０）のための装置及び方法。特別に設計されたインペラとポンプハウジングとが流体の乱れが少なく流体ポンプを通ってポンプ出力ポートへと流体を搬送し且つ給送する機構を提供する。

Description

【発明の詳細な説明】 磁力で懸垂且つ回転されるハイブリッド型遠心圧送装置及び方法 発明の背景 １．発明の分野 本発明は、磁力で支持且つ回転されるロータ、より特定的には、ディスク状の インペラが非接触状態にて磁力で懸垂且つ回転され、流体圧力及びインペラの位 置決めアルゴリズムによってインペラの回転速度が電子的に制御され且つ変化す るようにした、遠心圧送装置及び方法に関する。 ２．背景技術 歴史的に見て、流体ポンプは、多数且つ多岐に亙る型式及び形態のものがあり 、その全ては、基本的に同一の最終目的を果たす、すなわち、１つの箇所から別 の点まで流体を移動させる機能を果たす。全てのポンプは、ポンプの作動によっ て生じた負圧により流体が容器又は管を通じてポンプ内に吸引される点にて同様 の特徴を有する。主たる負圧に加えて、重力、インペラの慣性力、又は存在する パイプ／容器の流体圧力のような二次的な力も流体の流れに作用を及ぼす。圧送 機構を作動させると、流体圧力及び／又は流体速度が生じ、これらは、その後、 流体をポンプの入口ポートを通じてポンプ内に吸引する負圧を発生させる。入口 ポートからの流体は、ポンプ機構によってポンプ全体に亙って運ばれ、そのポン プ機構は、その後、流体をポンプの出口ポートに向ける。 流体ポンプの形態は、主として、機能への適応によって相違する。例えば、吸 い上げポンプ及び押し上げポンプは、往復運動動作を利用して流体を移動させる 一方、真空ポンプは、流体を移動させるのに使用される負圧を発生させる。回転 する軸流ポンプは、回転する軸に取り付けられたプロペラ状の羽根を利用して、 流体の移動を達成する。ジェットポンプは、ジェット流イジェクタを利用する。 このジェット流イジェクタは、ポンプ内の狭小なチャンバに入って低圧領域を形 成し、この低圧領域は、これに対応して、流体を入口ポートからチャンバ内に吸 引する吸引力を発生させる。その他の型式のポンプも特定することができるが、 ポンプの寸法及び幾何学的形態が臨界的な環境に対しより容易に適合可能である 、血液のような敏感な流体用の流体ポンプについて以下に特に言及して説明する 。 回転遠心型ポンプは、本来、より厳密な形態とされ且つ敏感な流体を圧送する ために容易に適応可能である。血液流ポンプは、多くの通常の産業用のものと比 べて、比較的低流量の性能特性を有するが、顕著に圧力が上昇することが必要条 件とされる。遠心型ポンプは、軸流ポンプ又はその他の設計のものよりもかかる 用途に良く適している。このため、本発明の好適な実施の形態用として遠心型ポ ンプの設計を使用することになる。このポンプは、インペラに取り付けられた幾 つかのリブ又は羽根を有しており、この羽根の回転力によって流体が遠心力によ ってロータの外側に推進される。遠心型ポンプは、従来、流体に浸漬させた、軸 に取り付けられたインペラを備えており、この場合、軸は、シール及び軸受装置 を通って駆動機構まで伸長している。インペラの回転する羽根が回転軸線の中心 付近に部分負圧を生じさせ、この部分負圧は、これに対応して、ポンプの吹き込 み開口部を通じて流体を吸引する。インペラの出口からポンプの出口通路までの 圧送される流体の滑らかな流れを確実にするため、ポンプの固定構成要素内に滑 らかなポンプボリュートが配置されている。このボリュートは、ポンプインペラ から出るポンプの流れを蓄積させ、流体の運動エネルギ（速度）をポテンシャル エネルギ（圧力又は頭圧）に変換することにより流体圧力（ヘッド）を上昇させ る働きをする。遠心型ポンプは、流体を動かすための弁を必要としないが、入口 開口部を通じて吸引された流体がポンプ機構内で流動を続け、また、内部の流体 の漏れ又は効率の低下を伴うことなく、出口ポートへの流れを続けるようなポン プの幾何学的形態でなければならない。 これらの従来技術のポンプには、問題点があることが公知である。例えば、従 来の遠心型ポンプにおける形態とされた軸シールは、摩耗、疲労し、更に、特定 の流体によって衝撃を受け易い不利益な点があり、その結果、漏洩の問題が生じ ることが広く文献に記載されている。また、ある種の流体用のポンプは、より慎 重な設計上の考慮を必要とし、流体の損傷、汚染及びその他の望ましくない状態 を回避するため特有の圧送技術を必要とすることも周知である。例えば、腐食性 流体（酸又は苛性アルカリ）のような流体、又は血液のような敏感な流体は、シ ールが漏洩して、これにより流体の完全性が失われないようにする特殊の考慮を 必要とする。定常流ポンプによって、血液のような敏感な流体を圧送するために は、回転するインペラを支持するため極めて信頼性が高く且つ傷付けることのな い軸受を必要とする。従来技術のポンプは、インペラが回転するとき、該インペ ラを支持するのに必要な軸受に関して極めて重大な問題点がある。ボール軸受及 びその他の転がり要素軸受は、軸シールによって敏感な流体（血液）から隔離さ れ且つ体液以外で潤滑されている場合に限って採用することができる。この状況 において、上述した全ての密封上の問題点が当て嵌まる。従来のボール軸受又は その他の転がり要素軸受が敏感な流体を潤滑液として採用するならば、血液中の 赤血球のような敏感な流体は軸受内の転がり構成要素の間にてすり潰されるため 、その生体上の特徴は、短時間にて破壊される。幾つかの従来技術ポンプにて敏 感な流体により潤滑されるスラスト及びラジアル流体膜軸受が採用されている。 これらの軸受は、性能が劣化し且つ／又は回転する構成要素が固定構成要素に固 着するため、故障し、血栓（血塊）を形成し、凝血作用（高せん断力）に起因す る敏感な流体の損傷、及びその他の問題を生ずる。また、流体膜軸受は、将来の ポンプ性能に対する生理学的必要性に適合するように、モータの速度を制御すべ く採用することのできる瞬間的なポンプ圧力及び流量に関する何らの情報も提供 しない。従来のボール軸受及び流体膜のスラスト軸受並びにラジアル軸受は、血 液ポンプのように、流体の静止及び流体の大きいせん断応力を回避しなければな らないポンプにおいて必要とされる長期間に亙る信頼性は、有していない。更に 、ボール軸受は、敏感な流体の圧送に採用されるとき、寿命が短く、外部の潤滑 流体によって潤滑しなければならないことがしばしばであり、この外部の潤滑流 体は、潤滑流体を保持するためにシールを必要とする。軸受用の潤滑流体を輸送 し且つ保持することは、ポンプハウジングの全体寸法を増大させ、また、潤滑流 体の供給及び冷却のために余分な容器及び機構を使用するため、作動の複雑さが 増し、このため、本来の心臓機能に置換すべく使用する場合に、そのポンプ装置 を埋め込むことができなくなる。このため、軸及び従来の軸受を有する流体ポン プの寿命が比較的短いため、そのポンプは、本来の心臓機能を置換すべく長期間 に亙って体腔内に埋め込むのに不適当なものとなる。 更に、血液の圧送は、流体の空洞部が滞留及び過剰な熱を受け易いため、イン ペラ型の血液ポンプ用の軸シールに典型的に関連する特定の公知の危険性を伴う 。 更に、血液のような敏感な流体を圧送するためには、インペラ羽根及びポンプハ ウジングの幾何学的形態を慎重に考慮する必要がある。血液の過剰な物理的作用 及び加熱は、凝血及びタンパク質の変性により血液成分を破壊することになり、 このことは、血液の凝固及び血栓を生じさせることになる。 ポンプ作動による血液の損傷効果を回避することは、本来の心臓機能により最 も良く実現される。本来の心臓は、その各側が異なる圧送機能を果たす２つの基 本的な機能を有している。本来の心臓の右側は、身体からの血液を受け取り且つ その血液を肺に圧送する一方、本来の心臓の左側は、肺から血液を集め且つその 血液を身体に圧送する。本来の心臓の拍動は、心臓弁と組み合わさって、拍動可 能で、極めて滑らかで且つ流動する仕方にて血液の圧送動作を提供する。本来の 心臓の血液流（心臓出力）は、その他、ポンプの前負荷として公知の静脈の戻り 流によって主として調節される。しかしながら、病気又は事故のため、本来の心 臓機能の一部又は全部が失われる可能性がある。本来の心臓機能に置換すべく開 発された機械的な装置は、歴史的に、最も初期の心肺装置又はポンプ酸素発生装 置からより最近の装置までの寸法範囲のものが機能しており、これらより最近の 装置の寸法及び機能は、本来の心臓のものにより正確に類似するものとなってい る。 全心臓の置換に加えて、その他の機械的な装置の開発は、病気又はその他の損 傷により弱った左心室を支援する心室支援装置のような、本来の心臓の機能の一 部を代替えすることに重点が置かれている。心臓の一部、又は全部であるかどう かを問わずに、心臓の機能に置換するための主たる考慮事項は、装置の全体に亙 って血液を穏やかに、非加熱状態及び非破壊的な方法にて圧送しなければならな いことである。例えば、機械的な軸受によって支持されたポンプインペラが血液 と接触するならば、軸受の部分同士の相対的な動きの結果、血液の機械的な作用 が過度のものとなり、そのため血液細胞が分裂し、凝血を生じさせることになる 。血液を傷付ける可能性のあるもう１つの機械的な効果は、血液が略滞留し、又 は十分に血液を交換せずに、血液が渦流を生じさせる箇所である、領域を形成し 、このため血液の滞留に相当する状態を作り出すことである。血液が滞留する結 果、血液が凝血することがしばしばであり（血栓）、これに対応して、血液は全 く流動 しなくなる。血液を傷付ける可能性のあるもう１つの効果は、血液がポンプを通 って流れるとき、ポンプの側壁、又はその他の圧送機構の摩擦力によって過度に 加熱することである。具体的には、ポンプの内部の幾何学的形状が急角度で変化 することに起因する側壁の摩擦力は、方向を著しく変更する血液の流れであるこ とを必要とし、このことは、血液細胞を分裂させ、すなわち血液の血小板を活性 化して、これに対応して凝血及び血栓を生じさせることになる。血液を傷付ける 可能性のある別の効果は、ポンプの非効率的な作動に起因するものであり、これ により、ポンプ装置に供給されるエネルギの大部分は、血液中に排出され、その 結果、過熱及び凝血によって血液を傷付ける熱として現れる。重要なことは、血 液のアルブミンが４２℃にて変性し始めるため、血液を過熱することになる、ポ ンプ作動の非効率さは、極めて重大で且つ生命を脅かす状態を招来することであ る。 上述した滞留状態、ポンプの急激な幾何学的形態、乱流及び／又は加熱は、血 液の血小板を活性化し且つ／又は酸素を運ぶ赤血球の細胞を傷付ける。血液が傷 付くと、血管を詰まらせる可能性のある血栓を形成する連鎖的な反応を生じさせ 、その血管により栄養が供給される組織を栄養不足にし、生命を脅かす重大な状 態を引き起こすことになる。血液の圧送に関連する上記の問題点を回避するため の多数の試みは、ローラポンプ内に可撓性のダイヤフラム及び圧縮可能な管を使 用することにより行われている。しかしながら、ダイヤフラム及び／又は管の材 料が不断に撓むことは、血液に接触する材料の性質を変化させ、材料が疲労し、 可撓性材料から成る内壁を脱落させ、また、その脱落部分により塞栓が血管流内 に押し出されることになることが公知である。 血液を圧送する上記の必要条件に加えて、インペラの回転速度が敏感な血管の 安定性及び構造に対して顕著な影響を及ぼす。ポンプの前負荷圧力により調節さ れていないインペラの回転作動は、ポンプの入口ポートの直前の敏感な血管内に 心房吸引力を発生させ、インペラの回転速度が血管壁の強さを上廻るとき、血管 は潰れる。従来技術の圧送装置は、インペラの回転速度に対して迅速に調節する ことが好ましくない影響を与えないことを確実にするのに十分な程度まで制御コ ントローラを一体化していない。 クレチャッカ（Ｋｌｅｔｓｃｈｋａ）の’００５号（米国特許第５，０５５， ００５号）には、対向する流体により浮遊させた流体ポンプが開示されている。 対向する流体によりインペラを安定させるだけでは、インペラをポンプハウジン グ内で正確な位置に保つのに十分ではなく、また、高圧の流体ジェットにより、 血液は血液の機械的作用に起因する上述した血液の凝固が生ずることになる。 クレチャッカの’８７７号（米国特許第５，１９５，８７７号）には、流体に 対するインペラとして機能する磁力で浮遊させたロータにより取り巻かれた堅固 に取り付けた軸を利用する、磁力で浮遊させたインペラを備える流体ポンプが開 示されている。この発明の軸は、軸と回転するインペラとの接続部に液圧軸受及 びシールを採用することを必要とし、この接続部により、血液又はその他の敏感 な流体は軸受領域にて加熱状態及び滞流状態が生ずることになる。 ２５年以上に亙って、当業者は、完成された人工心臓として使用されるポンプ を提供し、実験的に動物に埋め込んでいる。これらの研究は血液圧送装置の相対 的な有効性の有用なフィードバック情報を提供している。これらのポンプは拍動 的又は非拍動的な流れを発生させる型式のものとして分類することができる。拍 動的な流体動作を発生させるポンプ（定容積）は、本来の心臓により提供される 流体の動作により正確に類似したものである。必要な生理学的利点を得るために 拍動的な流体動きが必要であるか否か、又は、拍動的な流体の動きを主として心 筋の非回転的な性質に起因するものであるか否かは今日までの情報で明らかにさ れていない。殆どの拍動ポンプは、共通して、本来的な機械的問題点及び制約を 伴う弁（機械的又は組織）を必要とする。 従来技術の非拍動型ポンプにて弁装置は不要であるが、非拍動式ポンプは種々 の軸受及びシールを通る回転軸を必要とする。これらの軸は、血液の滞流、汚染 及び望ましくない加熱状態という性質上の問題点を生じさせ、これにより、本来 の心臓の機能を置換すべくポンプを長期間に亙って使用することを実現不可能に する。殆どの早期の従来技術の回転式の非拍動式装置は、短期間、心臓を支援す るために身体の外部に設置され、その成功の程度も限られたものである。 １つの血液圧送装置は完成された人工心臓である。この完成された人工心臓は 、生理学的に治療不能な心室に対する恒久的な置換体としても５名の患者に使用 さ れ、また、心臓移植のため一時的なつなぎとして３００名の患者に使用されてい る。完成された人工心臓で支持した最長期間は７９５日である。例えば、心臓の 外科手術の間、心肺バイパスから離すことのできない患者に対し、又は、その一 方の心室のみが不全となった患者に対し心室支援装置のようなその他の血液圧送 装置が使用されている。本来の心臓の機能の最も一般的な機械的な置換は、心室 支援装置により心臓移植の一時的なつなぎとして使用することであり、１２５０ 名以上の患者に対しかかる一時的な心室支援装置が適用されている。 歴史的に見て、血液圧送装置は多数の問題点がある。例えば、往復運動する完 成された人工心臓の圧送機構（ダイヤフラム）は、気体（空圧装置）、流体(液 圧装置)、電気（モータ、ソレノイド等）及び骨格筋肉で作動させている。エネ ルギ源及び関連する搬送装置は、装置全体の複雑さを増し、これにより、全体と して信頼し得ないものにする、更なる構成要素を備えている。また、完成された 人工心臓に対する従来技術の装置の寸法は、患者の動きに対して極めて制限的で あり、患者の生活の質を向上させるものではない。従来技術の装置により完全に 解決されていないもう１つの制約ファクタは、エネルギ変換装置の寸法が過大で あること及びその複雑さ並びにポンプ全体の設計が利用可能な身体部分のスペー スよりも大きいことである。更に、これらの従来技術の往復運動装置の殆どは、 （ｉ）騒音特性、（ii）振動、（iii）反力（スラスト力）が異常に大きい。 従来技術の回転式ポンプの問題点の多くは、敏感な流体（血液のような）を圧 送する上述した必要条件に適合する機能を備えるようにポンプを対応させること により当業者により解決が図られている。これらのポンプの適用化は、インペラ が軸シール又は潤滑装置が無くとも回転可能であるように、インペラ及びハウジ ングに配置された電磁石を通じてインペラを支持することにより実現することが できる。ある型式の更なる支持体を使用しない永久磁石は、インペラのような１ つの対象物を完全に懸垂することはできず、安定した懸垂を達成するため、一部 の軸線内に追加的な調節可能な支持体又は力を必要とする。これは、永久磁石か らのみ成る懸垂装置は安定しないことを示すアーンショウ（Ｅａｒｎｓｈａｗ） の理論に基づくものである。しかしながら、あらゆる運動の自由度に対して対象 物を安定させ且つ支持するために、能動的に制御された電磁石を使用することが できる。従って、電磁石は、計算された位置決めによって、ある対象物（すなわ ち遠心型流体ポンプの場合、インペラ）を安定的に懸垂することができる。磁気 的に支持されたインペラにおける唯一の消費エネルギは、インペラを安定させ且 つ回転させるために利用される電磁エネルギである。インペラを懸垂し且つ回転 させるための電磁石は、安定的で且つ効率的なポンプの作動を生じさせる。 過去１０年以内の従来技術の特許には、限られた程度しか成功していない、磁 力で懸垂且つ回転させるロータが開示されている。これらの従来技術の形態は、 血液に対する危険性を軽減するため、部分的な磁力懸垂を利用している。磁力で 懸垂した従来技術の装置は、回転軸の摩擦の危険性の一部を具合良く軽減するが 、従来技術の装置は、依然として寸法、複雑さ及び最適でないインペラの位置決 め、位置の検出及び速度の制御の点にて、全心臓の置換のために埋め込むのに実 用的ではない。これら従来技術の発明の過度の寸法、インペラの正確な位置及び 速度を保つことの困難性は、大部分、円筒状、球状又はその他の大部分三次元的 性質のインペラの幾何学的形態が原因である。 上記のことに鑑みて、磁力で懸垂且つ回転される遠心型圧送装置を改良し、こ れにより、インペラのその寸法を小さくし且つインペラの位置決めの精度を増し 且つ速度の制御を向上させることができるならば、当該技術分野において、顕著 な進歩となるであろう。また、軸、転がり要素又は流体膜軸受、メカニカルシー ル又は物理的な近接センサが存在しない遠心型圧送装置を提供し、これにより、 機械的な接触、摩耗、流体軸受の固着に起因する故障、血栓又はせん断による損 傷を生じさせない完全に一体化したポンプ設計が可能であるならば、当該技術分 野にて１つの進歩となるであろう。ポンプの出力ポートを含んで、ポンプ機構の 全体に亙って流体を効率的に且つ低乱流状態にて輸送するようなインペラ及びポ ンプハウジングの幾何学的形態を有する遠心型圧送ポンプを提供し得るならば、 当該技術分野において更なる進歩となるであろう。更に、拍動式又は非拍動モー ドの何れかにて作動する多機能の遠心型圧送装置を提供し得るならば、当該技術 分野にて１つの進歩となるであろう。 発明の目的及び概要 本発明の主たる目的は、敏感な流体用の回転式の遠心流体ポンプを改良するこ とである。 本発明の別の目的は、効率的な非接触式の電磁軸受及び効率的なモータを使用 する流体ポンプを改良することである。 本発明の１つの目的は、身体部分に埋め込むことを可能にする比較的コンパク トな寸法の遠心圧送装置を提供することである。 本発明の更に別の目的は、製品寿命が長く且つ最少の保守で済む遠心圧送装置 及び方法を提供することである。 本発明の更に別の目的は、部分的又は全心臓機能を置換するために使用される 遠心流体ポンプを改良することである。 本発明の更に別の目的は、ポンプ設計の幾何学的形態により、ポンプの全体に 亙って、出口ポートを僅かに越えて低乱流出力であることを含む、効率的で且つ 低乱流状態の輸送を可能にし且つ敏感な流体の出力を提供する、遠心圧送装置及 び方法を実現することである。 本発明の更に別の目的は、流体圧力及び出力流体量が特定の流体圧力及び位置 決めアルゴリズムを介して制御され且つ電子的に変化するようにした、遠心型圧 送装置及び方法を提供することである。 本発明の更に別の目的は、拍動式又は非拍動式モードの何れかにて作動可能で ある遠心型圧送装置及び方法を提供することである。 本発明の更に別の目的は、全心臓置換のため心室支援装置又は対の装置の何れ かとして適用可能である遠心型圧送装置及び方法を提供することである。 上記の目的、及び特に明示しなかったその他の目的は、鋭感な生物学的流体を 圧送する遠心型流体ポンプの装置及び方法により実現される。該装置は、（ｉ） 一体化された電磁軸受により完全に支持され且つ一体のモータによって回転され る一体のインペラ及びロータと、（ii）ポンプハウジング及び流体を流し且つ保 持するための弓状通路と、（iii）埋め込まれ且つ該ポンプハウジングと一体の ブラシレス駆動モータと、（iv）電源と、（ｖ）電磁軸受の電流及びモータ逆起 電力ｅｍｆからの入力に基づき、モータ速度及びポンプ性能に対する自己検出法 及び生理学的制御アルゴリズムを使用してインペラの位置、速度又は加速度を特 定の電子式に検出することとを備えている。これらは全て、効率的で長寿命、低 メンテナン スのポンプの作動を実現し得るように、共に確実に接続されている。特殊な設計 のインペラ及びポンプハウジングは、ポンプからポンプ出口ポートまで流体の乱 流が少ない状態にて流体を輸送し且つ供給するための機構を提供する。 本発明の上記及びその他の目的並びに特徴は、添付図面及び請求の範囲の記載 と共に、本発明の好適な実施の形態及びその他の実施の形態を記載した以下の説 明から容易に明らかになるであろう。 図面の簡単な説明 本発明の上記及びその他の目的、特徴及び有利な点は、添付図面に関して掲げ た以下の詳細な説明を検討することにより明らかになるであろう。添付図面にお いて、 図１は、磁力で支持且つ回転される本発明の圧送装置の斜視図である。 図２は、１つの電磁軸受により完全に支持され且つ本発明の電気モータによっ て回転される圧送装置の分解側面図である。 図３は、線３−３に沿った図１の断面図である。 図４Ａは、線Ａに沿った図３の平面図である。 図４Ｂは、線Ａに沿った図３の断面図である。 図５Ａは、線Ｂに沿った図３の平面図である。 図５Ｂは、線Ｂに沿った図３の断面図である。 図６Ａは、線Ｃに沿った図３の好適な実施の形態の平面図である。 図６Ｂは、図３の線Ｃに沿った断面図である。 図７Ａは、図３の線Ｄに沿った平面図である。 図７Ｂは、図３の線Ｄに沿った断面図である。 図８は、図１のポンプインペラ及びハウジングの拡大部分断面図である。 図９は、明確化のため、半透視モードにて示した、本発明のポンプインペラの 斜視図である。 図１０は、図９の線Ａ−Ａに沿ったポンプインペラの断面図である。 図１１は、囲い板組立体を除去した、図９の線Ｂ−Ｂに沿ったポンプインペラ の正面図である。 図１２Ａは、本発明に記載されたポンプの磁気的に懸垂されたインペラの磁性 部品の部分断面図である。 図１２Ｂは、ポンプの断面の寸法を示している、本発明に記載されたポンプの 磁性部品と磁気的に懸垂されたインペラとの両方の断面図である。 図１２Ｄは、本発明において記載されたポンプの磁気的に懸垂されたインペラ の部分断面図である。 図１３は、本発明のポンプに対する６つの電磁作動方向を示す座標系及び記号 を示す図である。 図１４は、インペラの面にスラスト／モーメント軸受け形状を形成するために 使用された８つの馬蹄形磁石の円形の列の平面図である。 図１５Ａは、ポンプのステータにラジアル／スラスト軸受け形状を形成するた めに使用された４つの馬蹄形磁石の円形の列の平面図である。 図１５Ｂは、ポンプのラジアル／スラスト軸受け形状を形成するために使用さ れた４つの馬蹄形磁石の円形の列の断面図である。 図１６Ａは、ステータの隙間領域内にてインペラの位置を制御する電子的フィ ードバックを提供する電子回路図である。 図１６Ｂは、ステータ隙間領域内にてインペラの位置を制御する電子フィード バックを提供する、図１６Ｂの電子回路の更に詳細を示す図である。 図１７は、電源の電圧、スイッチ周波数、デューティサイクルの変化、及び電 子雑音又は磁力雑音の効果を除去する一方にて、流体ギャップの寸法の情報を取 り込みフィルタである、本発明の自己検出部分からの電子フィルタを示す図であ る。 図１８は、信号が図１７のフィルタを透過するときの信号のグラフの表である 。 図１９は、その利得が評価されたギャップを示す指標となるアナログマルチプ ライヤによって制御される積分器回路の概略線図である。 図２０は、モータの電流及び速度に基づく生理学的な電子フィードバック制御 回路の概略線図である。 図２１は、軸受電流に基づく生理学的電子フィードバック制御回路の概略線図 である。 図２２は、前負荷及び後負荷信号に対してモータ速度を制御する生理学的電子 フィードバック制御回路の図である。 詳細な説明 次に、図面を参照するが、この場合、本発明の趣旨の要素が所定の参照番号で 表示し、本発明は、当業者が本発明を実施し且つ使用することができるように説 明する。以下の説明は本発明の原理の単なる一例にしか過ぎず、請求の範囲を限 定するものであると解釈すべきでないことを理解されるべきである。全体的な説明 永久磁石及び電磁軸受の組み合わせにより完全に支持され且つ電気モータによ り回転されるインペラを備える回転遠心型ポンプに対する背景となる目的は、 （１）過剰な熱、（２）滞流、（３）凝血（血栓）、又は（４）急なポンプ機構 又は幾何学的形態に起因する流体の乱流又は機械的な作用によって生ずる流体の 不安定さを原因とする流体又は血液成分の高せん断力（凝血）に起因する血液又 はその他の敏感な流体が傷つくのを防止することである。更に、本発明の装置の 寸法は、本来の心臓全体の置換又は心室を支援するために使用される場合、利用 可能な身体部分のスペース内に取り付けることができる。 血液ポンプとして適するように、該ポンプが全心臓置換のための心室又は両心 室支援装置の生理学的還流の必要性に十分に適合し得るものでなければならない 。全心臓置換装置として、ポンプは利用可能な身体部分のスペース内に埋め込む のに十分に小さい寸法且つ質量でなければならず、また、過剰な装置の重量に起 因してその周囲の器官に何らかの不利益を与えるものであってはならない。更に 、本発明のインペラの円板形状は、圧送装置は、圧送装置の寸法及び複雑さを著 しく減少する。本発明の圧送装置は、心臓の機能を支援し、又は一部の心臓の機 能を置換する心室支援装置として単独で使用し、または、一対の装置を組み合わ せて機械的な全心臓置換体を形成することができる。全心臓置換体において、２ つの装置を組み合わせた寸法は、本来の心臓の寸法に略等しく、これにより、既 存の身体部分のスペース内に埋め込むことを可能にする。 本発明のインペラはそのポンプハウジング内に完全に懸垂且つ包み込まれてお り、これにより、ポンプインペラとポンプの任意のその他の部分との間で非接触 状態にて作動する。該ポンプインペラは、電磁軸受内に懸垂されている。電気モ ータがポンプインペラを回転させ、流体の圧送機能を果たし、且つポンプハウジ ングに対するインペラの位置決めの調節を提供する。軸、ボール軸受、軸シール 又はその他の汚染源が明らかに存在しないことは、本発明の圧送装置の製品寿命 を著しく引き伸ばし、これにより、長期間に亙って本来の心臓の置換体となるこ とを可能にする。 該ポンプインペラは、軸線の周りを回転するが、本明細書にてポンプインペラ の回転軸線に対して平行な方向を表示するため、「軸方向」という語を採用する 。本明細書において、「半径方向」という語は、軸方向に対して垂直な方向を示 すために使用する。本発明は、磁気材料及びその他の材料から成る電磁軸受から 成っており、これらの軸受は、軸受の磁性構成要素の周りに巻かれたコイル内の 電流により作動される。この電流は、軸方向及び径方向の力の両方を発生させる 。インペラの周りに配置された適当な形態とした複数の磁気軸受は、ポンプの作 動中にインペラを中心決めし且つ回転構成要素と静止構成要素とが接触するのを 防止するために必要とされる。３つの並進及び３つの回転という、インペラの６ つの自由度を制御しなければならない。この非接触状態に作動することは、摩耗 又は摩擦による損失を伴わずに軸受が作動することを可能にする。 本発明のインペラの位置及び回転速度は、特定のアルゴリズムによって制御さ れ、該特定のアルゴリズムは、流体の圧力と、ポンプハウジング内のポンプイン ペラの６つの軸方向位置とを検出し、これに対応して、回転速度及び／又はイン ペラの位置を調節し、完全に一体化された生理学的制御コントローラを提供する 。インペラの回転速度は、ポンプの前負荷圧力（入口圧力）及び／又は出口圧力 にて流体の圧力に対応し、ポンプの流量の増減又は圧力の上昇に対する体液の必 要性に適合するように調節する。 本発明の圧送装置の幾何学的設計は、ポンプ機構の全体に亙って滑らかで非乱 流状態且つ非加熱状態にて流体を移動させる。インペラの回転は、特殊な湾曲し たインペラの羽根により流体を遠心力により移動させる。該湾曲したインペラの 羽根は、ディスク状インペラの中心から伸長し且つインペラの外側に向けて伸長 し、これと同時に、インペラの回転軸線付近の領域に部分負圧を発生させる。こ の部分負圧が更なる流体を入口ポート内に吸引する。血液又はその他の敏感な流 体は、戻り流体がインペラの側部に沿って流れるため、圧送装置内の任意の位置 にて滞流することはなく、該インペラの側部は、滞流空所、軸受又はシールによ って流れが妨害されることなく流体をインペラの中心に戻す。重要なことは、ポ ンプハウジング、インペラの羽根、出口ポート及び本発明の圧送装置のその他の 全ての特徴部分が、滞流、過剰な熱、乱流、及び流体の過剰な機械的作用に起因 して敏感な流体を傷付けることがないように保護されるようにすることである。 流体は、急角度で流れの方向が変更されることなく、圧送装置の全体に亙って輸 送される。ポンプハウジングの形態は、螺旋状ボリュート曲線にて設計され、こ のため、ポンプハウジング全体に亙って湾曲勾配が同一であることは、方向角度 を何ら急激に変えて、これに対応して熱摩擦を増大させることなく、また、ポン プの側壁との摩擦によりエネルギを失うことなく、流体をポンプハウジング内に て輸送することを可能にする。 本発明の圧送装置の別の重要な特徴は、拍動式又は非拍動式モードの何れかに て作動可能な点である。インペラの回転速度が周期的に変化することにより、ポ ンプは拍動式モードにて作動し、このことは、本来の心臓の圧送動作により正確 に類似する一方、インペラの均一な回転速度はポンプを非拍動式モードにて作動 させる。拍動式から非拍動式に又はその逆に作動モードが変化することは、ポン プの作動設定を変化させることを通じて行われ、これにより、拍動式又は非拍動 式の何れかから変更することが好適な作動モードであると判断されたときに、全 圧送装置を置換することに伴う外傷を回避する。好ましい実施形態 図１を参照すると、本発明による、磁気的に懸垂され且つ回転せしめられる遠 心ポンプ装置が構造体１０として全体的に示されている。構造体１０は、第１の ポンプハウジング半体１２と第２のポンプハウジング半体１４とによって形成さ れていると共に、以下において詳細に説明する他のポンプ構成部品の包囲体のた めの領域を形成するためにハーメチックシール２８を備えている。作動に必要な 電子コントローラ及び作動のためのバッテリ又はその他の動力源は示されていな い。構造体１０には、図１に示された１以上のポンプ入口容器が設けられており 、好ましい実施形態として一つの入口容器１９を備えている。ポンプ入口容器１ ９ は、継ぎ目無しに且つ第１のポンプハウジング半体１２と一体に形成されており 且つポンプ構造体１０に入りつつある流体のための包囲体を提供する入口貫通孔 ２０を含んでいる。流体は、入口の流入貫通孔２０による流体のための包囲体及 び供給口を提供するポンプ入口容器１９を介してポンプ構造体１０内に入り、ポ ンプ構造体１０の中心軸線に近接した領域に達する。出口容器１５が、構造体１ ０の外径から接線方向に配置されており、この出口容器は、第１のポンプハウジ ング半体１２と第２のポンプハウジング半体１４との組み合わせによって形成さ れており且つポンプ出口貫通孔１６が設けられ且つハーメチックシール２８によ ってシールされている包囲壁を備えている。 図２は、本発明の磁気的に支持され且つ回転せしめられるポンプ装置の分解側 面図である。この分解図は、ポンプ入口１９、第１のポンプ半体１２、軸受け板 １００、インペラ囲い板１０４、インペラハブ１０８、インペラ入口１１２、イ ンペラ羽根１１６、モーターのローター１２０、出口容器１５及びポンプ出口貫 通孔１６を示している。図２には、組み合わせられた軸線方向スラスト及びモー メント軸受けハウジング１２４並びに組み合わせられたラジアル及び軸線方向ス ラスト軸受けハウジング１２６も示されている。 図３を参照すると、螺旋状のボリュートの出口１８が、第１のポンプハウジン グ半体１２及び第２のポンプハウジング半体１４の組み合わせによって形成され ており、且つハーメチックシール２８によってシールされている。重要な事は、 本発明の対数的に変わる螺旋状のボリュートの出口１８の形状は、螺旋状のボリ ュートの曲線形式を利用していてインペラーから出口容器１５まで移動する間に おける突然で且つ激しい方向の変化を流体の流れに与えるのを排除して、上記し たような感知流体への損傷を避けている。第１のポンプハウジング半体１２及び 第２のポンプハウジング半体１４の組み合わせは、ハーメチックシール２８と共 に以下に詳細に説明する内側インペラ２１及びインペラチャンバ２７Ａ，２７Ｂ ，２７Ｄ及び２７ｄのための包囲体をも形成している(図９参照)。流体は、第１ の戻り流れチャンバ３２及び第２の戻り流れチャンバ３４を介してインペラ２１ の全周を流れる。 図４Ａは、図３の部分Ａの平面図である。部分Ａは、第２のポンプ（又は構造 体）１０のハウジング半体１４の一部分である。図４Ｂは、第２のポンプハウジ ング半体１４部分Ａの断面部分を示している。この構造における巻線５４は、明 確に視認することができ且つポンプ１０のこの部分の製作を可能にする。図４Ａ およ４Ｂには、円錐形の極面５１も示されている。 図５Ａ及び５Ｂは、同様に、ポンプ１０の一部分を示しているが、図５Ａは、 第１のポンプハウジング半体１２の部分Ｂ（図３参照）の平面図であり、図５Ｂ は、図３の部分Ｂの断面図である。ここでも再び当業者がポンプ１０を作ること を可能にするために巻線（すなわち制御コイル）５２及びバイアスコイル５３が 示されている。 図６Ａは、同様に、モーター４０のステータ８０を示すために図３の部分Ｃを 平面図で示している。図６Ｂは、巻線８４を示すために部分Ｃを断面図で示して いる。モーター４０は、以下において更に詳細に説明する。 図７Ａは、モーター４０のローター又はインペラ２１を示すため及びローター 上の永久磁石９２の配列を示すために、図３の部分Ｄを平面図で示している。磁 石９２は、図７Ａに示されている円形の配列が完成されるまで、Ｎ極９１、Ｓ極 ９３、Ｎ極９１、Ｓ極９３のように交互に正しく配列されている。図７Ｂは、ロ ーター２１を示すために部分Ｄを断面図で示している。ローター２１は以下にお いてより詳細に説明する。 図８は、図１のポンプインペラ及びハウジングの拡大破断断面図である。図８ は、図３において示された断面図の一部分に焦点を合わせており、図３に関して なされた開示に対してより明確さを提供するために図３の上記の説明中に参照す ることができる。 ポンプインペラ２１は、図９に示された２つ以上のインペラ羽根２６ａ，２６ ｂ，２６ｃ，２６ｄ、好ましい実施形態においては４つのインペラ羽根２６ａ， ２６ｂ，２６ｃ，２６ｄ及び２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄｂ及び２６ａ，２ ６ｂ，２６ｃ，２６ｄｃ及び２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄｄによって形成さ れる。インペラ羽根２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄの各々は、インペラチャン バ２７ａ，２７ｂ，２７ｃ，２７ｄが形成されるように、インペラ囲い板２２と インペラハブ２４との間に取り付けられている。インペラ羽根２６ａ，２６ｂ， ２６ｃ，２６ｄ及び２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄｂ及び２６ａ，２６ｂ，２ ６ｃ，２６ｄｃ及び２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄｄの各々は、各々、インペ ラチャンバ２７ａ，２７ｂ，２７ｃ，２７ｄに対応している。 図９，１０及び１１を参照すると、インペラ羽根２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２ ６ｄは、螺旋状の曲線によって形成されていて、インペラ２１の回転によってイ ンペラ羽根２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄが圧送される流体と接触状態とされ 、それによって、流体が螺旋状のボリュートの出口１８に向かって径方向に移動 するようになされている(図３参照)。インペラ２１が遠心的に回転することによ って、流体が、構造体１０の中心軸線の領域から螺旋状のボリュートの出口１８ に向かって運ばれ、これに対応して、インペラの流入開口部３０の領域に部分的 な負圧が形成され、流入容器１９（図１）を介して更に流体が引き込まれる。特 に、図１１に示すように、インペラは、入口から出口へ向かう流れのベクトルの 滑らかな遷移を許容するように設計されている。これは、入口Ａにおけるブレー ドの基部において１７°のブレード角度を採用している一つの特別な実施形態に おいて達成される。ブレード角度は、入口Ｂにおけるブレードの頂部における１ １°の角度まで徐々に減少している。従って、ブレードは、入口の近くでは軸線 方向において真っすぐではない。ブレードは、同ブレードの中間点Ｄの近くで３ ７°の角度で軸線方向において真っすぐになるまで徐々に遷移している。この３ ７°の角度は、出口の点Ｄまで維持されている。全てのブレードの角度は、イン ペラの中心を中心とする円への接線に対するブレードの内側角度である。図２を 参照すると、比較的高速でのインペラの排出口から、ポンプから出て行く前に流 体が低速化されるポンプの出口通路へと圧送される流体の滑らかな流れを提供す るために、ポンプのボリュートは、ポンプの固定部品内に配置されている。ボリ ュートは、流体の運動エネルギ（速度）を位置エネルギ（圧力又は頭圧）に変え ることによって、流体圧（頭圧）を増加させる。 一つの特定の実施形態においては、インペラ２１の周囲のクリアランスは、表 面の良好な洗浄を可能にするために０．０３０インチに維持される。クリアラン ス通路内の流れの方向のどのような変更も、層流を保つために曲率半径を最大化 することによってなされる。 図３及び８を再度参照すると、一つの実施形態においては、インペラ２１によ って圧送される流体の一部が、インペラ２１の両側に沿った螺旋状のボリュート １８の近くの高圧領域から、第１のインペラ戻りチャンバ３２及び第２のインペ ラ戻りチャンバ３４を介してインペラの流入開口部３０の近くの低圧領域まで逆 流として戻る。第２のインペラ戻りチャンバ３４に沿って戻る流体は、インペラ 戻り開口部３６をも通過し、それによって、内側圧力を等しくする役目を果たす 。インペラの戻りチャンバ３２及び３４の幅は、流体がポンプ内で滞留せず且つ 不必要な非効率性を有することがないように、初期の流体の流れと逆流の流れと の正確な均衡を採ることによって計算される。 ポンプのインペラ２１は、電磁軸受けの組５２，５４によってポンプハウジン グ内に懸垂されている。電磁軸受けの組の好ましい実施形態は、インペラ２１の 軸線方向スラスト及び角度方向のモーメントのインペラ２１の軸線方向の位置及 び角度方向の変位との組み合わせを制御し、一方、電磁軸受けの組５４は、組５ ２と協働して、インペラ２１の軸線方向のスラストを軸線方向位置とラジアル方 向の力及び位置の組み合わせを制御する。インペラ２１が完全に電磁的に懸垂さ れ且つ電気モーターによって回転されることにより、接触がない動作が提供され 、これは、製品全体の寿命及び信頼性を高め且つ上記したような敏感な流体の損 傷を避ける。電磁軸受けの組５２，５４は、流体モーター力、インペラのジャイ ロスコープ力学による作用、重力負荷、加速力及びその他の付随する力によって 付与される軸線方向及び径方向の力並びにモーメントに対抗するのに必要な軸線 方向、径方向及びモーメントの制御された力を提供する。 上記したように、図６Ａ及び６Ｂは、モーター４０のステーター８０の平面図 及び断面図である。モーター４０は、三相のブラシレスモーターであり且つポン プのインペラすなわちローター２１を始動させ且つ回転させるための電磁力を提 供する。図７Ａ及び７Ｂに示されているように、モーター４０は、遠心ポンプ又 は混流ポンプのハブ内に埋め込まれた永久磁石９２を備えた永久磁石のローター ２１からなる。磁石９２は、円形のローターを形成するようにくさび形状で配列 されている。磁石９２は、永久磁石の磁化がローター２１の周囲に沿ってＮ極及 びＳ極が交互に変わるように配列されている。図６Ａ及び６Ｂを参照すると、モ ーターのステーター８０は、電子コントローラからの電流によって励起される巻 線８４を有している。永久磁石９２と相互作用してローター２１にトルクを発生 させる磁場を形成する。 モーターのステータ８０は、トルク、速度及び軸受けの要件に依存する少なく とも３つの形状内に懸垂され得るけれども、図６Ａ及び６Ｂの形状は、モーター のステータのための鉄製部品を含まない形状を示しており、ステータ８０は、飽 和可能な磁性材料を有しておらず、従って、モーターによって形成されるスラス ト方向の力を最小にしている。図６Ａに示されているように、線材８４は、別個 の固定部材上に巻かれてエポキシ又はこれと同様の材料を使用してローター８０ 上の定位置に固定される。 上記の形状は、背景技術のところで説明したように、必要とされる遠心又は混 合のための医療装置用のフローポンプのための特有の臨界条件に合致している。 ローター内に永久磁石を使用することによって、モーターのローターとステータ との間の機械的な接触が生じない。電磁軸受けの組５２，５４は、ローター／イ ンペラ２１がステータ８０との接触が全くない状態で回転するのを可能にする。 モーターの幾何学的構造は、血液の滞留が最少の状態で流れのギャップ内に層流 を提供しつつ効率的な方法でモーターがポンプを駆動するのを許容する要件に合 致している。このことは、曲率半径を大きく保つことによって実現される。 図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃは、磁気的に懸垂されたインペラの一つの実施形態 のレイアウトを示している。各図は、同じ実施形態の異なる部分を示している。 図１２Ａは、ポンプの磁気的構成部品のみを示している。電磁石５２，５４は、 ステータ（回転しない構成部品）上に取り付けられており、磁性板９２は、イン ペラ（回転する構成部品）上に配置されている。流れの経路３２，３４，３６を 強調するために、ポンプハウジング又はステータによって包囲されたインペラ２ １のみを示している。明確なシャフトはなく、インペラは直接支持され且つモー ターで駆動され、それによって、インペラの再循環経路の長さ及び複雑さを減少 させ且つ装置を極めてコンパクトにしている。図１２Ｂは、ポンプのより詳細な 断面図である。ポンプの大きさの理解を簡単にするために、グラフの線１２０， １２１が示されている。一つの実施形態においては、グラフの線１２０は、ほぼ ３インチの長さである。グラフの線１２１は、グラフの線１２０と比例した大き さになされている。グラフの線１２０及び１２１に対して他の長さも可能である けれども、本発明は、典型的に、心臓の機能を支援するための胸の内側に組み込 まれたポンプ装置を有する患者の胸郭内に嵌合する大きさとされている。ポンプ が他の用途に使用される場合には、この好ましい実施形態の大きさと異なる大き さとすることができる。 図１３は、必要な６つの方向すなわち３つの並進方向（ｘ，ｙ，ｚ）及び３つ の回転方向（φ，ψ，θ）においてインペラ２１の磁気的な作動を規定するため の座標系を示している。３つの並進方向の変位（ｘ，ｙ，ｚ）及び２つの回転方 向（２つの軸を中心とするピッチング動作）（φ，ψ）は全て、磁気的な力によ ってステータに対して空間内に保持されほぼ固定されている。ｚ軸を中心とする 最後の回転作動（θ）はモーターによって達成される。 好ましい実施形態においては、磁気軸受けは、２つの部分すなわち１）スラス ト／モーメント形状及び２）ラジアル／スラスト形状で形成されている。まず最 初に、図１４に示されているように、スラスト／モーメント軸受け形状は、イン ペラの入口面に配向された８つの馬蹄形電磁石からなる円形の列である。この実 施形態においては、４つの四分円部品のアクチュエータを形成するために多くの 構造が使用されるけれども、８つのコイルが作動コイルと共に使用され且つ４つ の制御四分円部品が存在するように対で巻かれている。このことは、軸線方向の 作動（ｚ）とピッチングモーメント（φ，ψ）との組み合わせを提供する。スラ スト方向の力（ｚ）は、電磁軸受け内の各磁極が軸受け板上に同じ力を付与する ように、全てのコイルに等しいコイル電流を付与することによって発生される。 角度方向のピッチング作動力（モーメント）もまた、インペラの中心線の上方及 び下方への作動（φ角度変位）及びインペラの左方及び右方への作動（ψ角度変 位）のための対向するコイルに異なるコイル電流を付与することによって発生さ れる。電子コントローラの機能は、これらの軸を制御するためには、どのような 電流の組み合わせが採用されなければならないかを判断することである。 第２に、図４Ａおよび５Ａと同様に、図１５Ａは、ラジアル／スラスト及びス ラスト／モーメントの軸受け形状の平面図である。ラジアル／スラスト軸受けは 、 ４つの馬蹄形（８つの磁極面３０１〜３０８を含む）を含んでいる。スラスト／ モーメントの軸受けの８つの極面が３０９〜３１６に示されている。図１５Ｂは 、傾斜が付けられた磁性の面（図７Ｂにおいて２０８で詳細に示されている）を 備えたラジアル／スラスト軸受け板である板２０８を示しているインペラ２１の 側面図である。図１５Ｂはまた、スラスト／モーメント軸受け板である別の板１ ００をも示している。この磁気軸受け形状は、軸線方向(ｚ)、径方向（ｘ，ｙ） 及び角度方向の変位（φ，ψ）において制御された力を付与することができる。 これらの２つの磁気軸受け形状、スラスト／モーメント形状及びラジアル／スラ スト形状は、インペラを中心決めされた位置に保持し且つ制御下に保つのに必要 とされる必要な電磁力及びモーメントを形成する８つの独立した電磁コイル電流 を提供する。 本実施形態における電磁石の馬蹄形の動作は、バイアス電流を採用することに より簡素化され且つ増大せしめられている。このバイアス電流は、全てのコイル において採用されているが、軸受け形状毎に相違させてもよい。バイアス電流は 、軸受けが静止状態のバイアス電流近辺で直線状である制御コイル電流によって 作動することが可能になる。また、このバイアス電流は、磁気的な軸受け形状の ほぼ運動力学的力発生能力を提供する。この用途においては、大きなバイアス電 流が高い熱の発生を生じるであろう。この高い発熱は、血液のような人間の敏感 な流体において使用するには望ましくない。従って、熱の発生を減らす為には、 低バイアス電流が採用される。 本発明においては、電子コントローラは、電磁軸受けの組５２及び５４内の作 動軸受けコイル電流を自動的に調節するために設けられており、この作動軸受け コイル電流は、次いで、付与される力及びモーメントに応答して磁性軸受けによ って回転インペラ２１にかけられる制御力及びモーメントを調節する。このよう な電子コントローラには、作動中に、ポンプのフレームの内側に提供されるクリ アランス空間内における回転インペラの、位置又は速度又は加速度又は位置、速 度及び加速度の組み合わせ、に関係する電子信号が連続的に供給される。本発明 はまた、磁性軸受け内の電磁アクチュエータを作動させるのに必要なスイッチン グ又は直流電力増幅器及び電力供給源をも提供する。 図１６Ａ及び１６Ｂは、ステータのクリアランス領域内でのインペラの位置を 電子的フィードバック制御するための電子回路の実施形態を示している。抵抗、 キャパシタ、増幅器等によって形成された電子回路は、比例積分微分制御方法又 は状態空間（state space）、ｍｕ合成(mu synthesis)、線形パラメータ変動制 御及びスライディングモード制御のような非線形制御アルゴリズムを使用してイ ンペラの運動力学を制御するために組み合わせられる。インペラの堅固な本体の ジャイロスコープ力学的な力、流体の剛性、制動及び大きさが、インペラの位置 、回転速度、圧力上昇及び流速に依存する慣性特性を考慮に入れるために、特別 な制御アルゴリズムが使用される。一つの実施形態においては、物理的な回路が 、表面取り付け技術、超大規模集積回路（ＶＬＳＩ）設計及びその他の手段を使 用して小型化されている。 ここに示した実施形態においては、制御アルゴリズムは、３つの変位（ｘ，ｙ ，ｚ）及び２つの角度的変位（φ，ψ）を制御する８つのコイル電流を形成して いる。コントローラのアルゴリズムの設計は、流体剛性、制動及び慣性、ジャイ ロスコープ力学作用、磁力等のようなインペラに作用する力の不確定性を考慮に 入れるために丈夫なものとされている。制御アルゴリズムは、子供から体の大き な大人までの種々の大きさの人間への種々の用途のための種々の肉体的必要性を 考慮に入れるために調整可能なパラメータ変数の実行を行うことができる専用の マイクロプロセッサに対して与えられている。 本発明においては、制御出力電圧によって決定されるような電磁軸受けのため の所望のコイル電流を発生するために電力増幅器が採用されている。８５〜９５ ％の範囲の効率を有する電力増幅器は極めて効率的であるので、ポンプのインペ ラの回転周波数よりもはるかに高い周波数でオンかオフに切り換えられる電圧に よって作動するスイッチング増幅器の一つの実施形態がこの装置内において利用 されている。この電子的な電力回路は、抵抗及びインダクタンスを伴う磁気コイ ル、抵抗、キャパシタ、半導体構成要素から構成される。コイルは、低い抵抗を 有する線材を使用して作られる。 これらの電力回路は、再生式であるように設計されている。すなわち、電力が 可能にする磁気軸受けが磁気コイルインダクタ間を前後にキャパシタまで移動 し、 唯一の損失は低いコイル抵抗によってのみ起こる(オーム損失)。磁気コイル回路 内に存在する高い電力は、公称電力供給能力のほんの小さい部分であり、公称電 力供給能力は、コイル内のスイッチング平均電流に供給電圧を掛けたものとして 定義される。これらの低出力スイッチング増幅器及び再生式のコイル電力回路に よって、血液の不所望の加熱が最も低く維持される。 本発明は、以下のうちの一つを介して、回転インペラの位置、速度又は加速度 に関係した電子信号を発生するように設計されている。すなわち、（ｉ）渦電流 、インダクション、オプティカル(optical)、キャパシタンス又はその他のアプ ローチのような物理的素子又は（ii）磁気軸受け内の作動コイルに提供される電 流及び電圧の組み合わせ、のうちの一つを介して電子信号を発生するように設計 されている。フレームと回転インペラとの間のクリアランスギャップの近くにお いてポンプのフレームに配置された物理的センサの場合には、電子的な位置、速 度又は加速度信号が、信号調節電子部品及び磁気軸受けのための電子コントロー ラ内への信号の入力のために設けられた配線から得られる。 自己検知信号の場合には、信号調節が、物理的な素子無しで回転インペラの位 置、速度又は加速度を判定するために設けられ、このことにより、電磁アクチュ エータと電子コントローラとの間の配線経路内に必要とされる線材が最少数でよ くなる。 本発明の検知機能の好ましい実施形態は、自己検知形状である。自己検知形状 は、ステータ内における物理的センサの使用を避け、ポンプの大きさを最小にし 、作動に必要な線材の数を最少にする。図１６Ａおよ１６Ｂに示された一つの実 施形態においては、位置の検知は、電磁コイルのうちのいくつかのための電圧と 電流との切り換え波形（上記したスイッチング電力増幅器によって採用されてい る）を検査することによって達成される。各コイルは、高い搬送周波数（ｋＨｚ 程度）を備えたスイッチング電力増幅器によって駆動される。結果的に得られる 電流波形（一つの態様が図１８に示されている）は、比較的低周波数の命令され た波形（インペラを位置決めするために必要な制御力を発生するために）と、高 周波数の搬送による高周波数の三角波形との組み合わせである。この命令された 波形の振幅（大きさ）は、回路のインダクタンス(磁気軸受けの磁性材料特性及 び流体のギャップによるインダクタンスが結合されたインダクタンス)、スイッ チング周波数及びスイッチング増幅器のデューティ比（所望の制御力を発生する ために増幅器内に採用されたオフ電圧に対するオン電圧の比）の関数である。 図１７は、電力供給電圧、スイッチング周波数、デューティサイクルの変化及 び電子又は磁気ノイズの作用を除去しながら、流体のギャップの大きさの情報を 取り出すために本発明の自己検知部分に設けられている電子フィルタの実施形態 を示している。パラメータ評価方法は、信号を復調し且つ流体のギャップの大き さを判定するために採用されている。フィルタの包囲体の一つの実施形態が採用 されており、これは、バイアス電流を除去するためのハイパスフィルタと、波形 を厳密に正にするための精密整流器と、残りの信号の変動を除去するためのロー パスフィルタと、からなる。図１７に示された実施形態は、流体のギャップの大 きさの自己検知信号による判定に適した高バンド幅の低ノイズセンサを提供して いる。 図１８は、フィルタを通過するときの一連の信号形態を示しており、このグラ フは、１８０において供給コイル電圧を示しており、１８２において典型的な実 際のコイルの電流波形を示しており、１８４において外部から付加された力及び モーメントの制御によるコイル電流の変化を除去する（図１９に詳細に示されて いる）積分器からの電流信号出力を示しており、１８６において１８４の整流態 様を示しており、１８８においてローパス電子フィルタを使用して取り出された １８６の時間平均を示している。 図１９は、外部から付加された力及びモーメントの制御によるコイル電流の変 化を取り出す回路を示している。これは、利得が評価されたギャップを示す指標 となるアナログ掛け算器によって制御される積分器を含む負のフィードバック回 路の好ましい実施形態に示されている。このフィードバック回路は、比例積分器 を含んでおり、この比例積分器においては、評価された変位と評価された変位の 積分値とが結合されて負のフィードバック信号を形成し、次いで、元の電圧波形 と比較されて、インペラの変位に比例する所望の電流波形を提供する。 敏感な用途のためにポンプを使用することは、しばしば、生理学的条件が著し く変化する人工心臓のような流速及び圧力上昇の調節を必要とする。例えば、人 体が歩行のような運動をしているときはより高い流速及び圧力上昇を必要とする けれども、人体が休んでいるか眠っているときは、むしろ低い流速及び圧力上昇 が必要とされるかもしれない。本発明においては、流速及び圧力上昇を調節する 主たる方法は、モーター速度を変えることによってなされる。生理学適用とにお いては、ポンプ入口圧力は前負荷(preload)と称され、ポンプ出口圧力は後負荷 （afterload）と称される。 生理学的コントローラの第２の実施形態は、ポンプの入口からポンプの出口ま での圧力上昇（すなわちＰ_out−Ｐ_in）の間接的な測定を使用している。所与の 流速においては、ポンプを横切る圧力の変化は、患者の循環系内の系の抵抗の変 化を示すものである。系の抵抗の変化は、人間の高い肉体運動の一つの指示とし て知られている。従って、出口から入口までの圧力の差の測定は、生理学的コン トローラのための基準として使用される。 入口から出口までの圧力差の測定は、（１）モーターの電流とポンプの速度と の測定、又は（２）軸受け電流の測定又はこれらのある組み合わせである２つの 方法によって間接的に測定することができる。生理学的な用途においては、ポン プ入口の圧力は、前負荷(preload)と称され、一方、ポンプ出口の圧力は、後負 荷（afterload）と称されている。 圧力を測定する第１の方法は、モーター電流及びポンプ速度の測定を間接的に 使用する方法である。これらの測定は、電子コントローラにおいて同コントロー ラ内に電気的に記憧された方程式及び／又は表に基づいて圧力を導くために使用 される。電流、速度及び圧力上昇の間の関係は、作動前に特性を与えられ且つ較 正されて、コントローラのための基準を提供する。コントローラの実行のための ブロック図が図２０に示されている。 圧力上昇を測定するための第２の方法は、磁気軸受け電流を間接的に使用する 。能動的な磁気軸受け内の電流は、ローターに働く力に直接的に比例することが 良く知られている。ポンプの出口と入口との間の圧力差は、圧力差によって結果 的にインペラに働く力の総和から直接導くことができる。従って、軸受け電流は 、ポンプの出口から入口までの圧力差を導くために電子コントローラにおいて使 用することができる。このコントローラの実行のブロック図が図２１に示されて い る。 図２２は、生理学的電子フィードバック制御回路の別の実施形態を示しており 、この制御回路は、本発明においては、前負荷及び後負荷信号に関するモーター 速度を調節してモーター速度を正しく制御するために設けられている。生理学的 制御回路は、生物学的要件に合致するようにポンプの流速及び圧力上昇を調節す るために設けられている。参照番号２２０は、所望の速度信号がモーターの整流 子に送られ且つ実際の速度信号が生理学的コントローラに送られるように、生理 学的コントローラとモーターの整流子との間のインターフェースを示している。 従って、図２２に示した実施形態は、生理学的パラメータに基づいたモーター制 御を示している。 ポンプの内部にかかる前負荷の力及び後負荷の力に関する電子信号に加えて、 電磁軸受け内の作動コイル電流からの電子信号は、重力作用による負荷並びに動 作の始動及び停止に関する加速作用のような他の力に関係している。また、加速 度に関する電子信号は、ポンプハウジング或いはその他の場所であってポンプに 対して既知の位置において、一つ、二つ又は三つの直交する方向における加速度 を検知することによって得られる。この加速度電子信号は、本発明において、次 いで、上記した前負荷及び後負荷信号からその信号を差し引くために採用される 。この結果得られた差信号は、次いで、上記の生理学的コントローラのために使 用される。 モーター速度は、ポンプの生理学的性能に関する。モーターのフィードバック ｅｍｆ（起電力）は、ポンプインペラ軸を中心に回転しているモータの回転速度 を検知し且つインペラの回転速度に比例する電子信号を作るために使用される。 このインペラ回転速度信号は、上記した電子的な生理学的フィードバックコント ローラに与えられる。本モーターの回転速度は、将来のモーター速度を調節し、 生理学的ポンプの流速及び人体の必要条件に基づいた圧力上昇の必要性に合致さ せるために、前記の前負荷及び後負荷信号と組み合わせて使用される。方法 構造体１０の構成部品は、心室支援機として単一モードで又は人工心臓全体の ために対の状態で作動することができる。構造体１０を２つ使用する完成した人 工心臓の場合には、構造体１０の各々は、他方の構造体から全く独立して機能し 、それによって、複雑な制御装置を排除し且つ両方の構造体が組み合わされる場 合に必要とされる回路を排除している。 生理学的コントローラ（図示せず）は、取り込み容器１９の内側の流体圧力を 検知し、電子コントローラ（図示せず）によって決定される特定のアルゴリズム に従って、モーター４０の回転速度を修正するための電気信号を発生する。生理 学的コントローラは、モーター４０の回転速度の変化の信号を発して、取り込み 容器１９の内側の流体圧力の変化を補償し、しかも、容器を潰れさせるような過 剰のモーター回転速度を避けることができる。モーター４０の回転速度の制御の 他に、生理学的コントローラ（図示せず）は、渦電流、インダクション、オプテ ィカル、キャパシタンス又はその他の自己検知電子信号を介して、インペラ２１ の位置、速度及び／又は加速度情報を検知し且つ電気信号を発生する。この電気 信号は、電子コントローラ（図示せず）に送られ、これに対応して電磁軸受けの 組５２，５４内の電流に対する調節を提供し、それによって、制御力に対する調 節を提供する。電磁軸受けの組５２，５４への調節は、流体、モーターの力、重 力作用による負荷、加速力及びその他の付随する力によって付加される力を補償 する。 インペラ２１の回転は、インペラの羽根２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄを圧 送される流体と接触する状態とし、それによって、流体を、螺旋状のボリュート の出口１８に向かって移動させる。構造体１０の軸線中心における領域から螺旋 状のボリュートの出口に向かう流体の遠心的な移動に対応して、インペラの取り 込み開口部３０の領域に部分的な真空が形成され、取り込み容器１９を介して付 加的な流体力句1き込まれる。螺旋状ボリュートの出口１８のこの特有の対数的 な螺旋形状は、次いで、敏感な流体を、滑らかで、乱れがなく、低温の形態で、 構造体１０の外周に近い領域に沿って出口容器１５まで運ぶ。出口容器１５は、 解剖学的な容器又はその他の機構に接続される。 インペラ２１によって圧送される流体の一部分は、インペラ２１の両側に沿っ た螺旋状ボリュート１８の近くの高圧領域から、第１のインペラ戻りチャンバ３ ２及び第２のインペラ戻りチャンバ３４を介して、逆方向の流体流の形態で、イ ンペラの取り込み開口部３０の近くの低圧領域まで戻る。第２のインペラ戻りチ ャンバ３４に沿って戻る流体はまた、インペラの戻り開口部３６を通過し、それ によって、内部流体圧を等しくする役目及びクリアランス通路内の流れが敏感な 流体の滞留を起こすのを防止する。 構造体１０が脈動モードで作動せしめられる場合には、インペラ２１の回転速 度は、モーター４０内の電流を調節する電子コントローラ（図示せず）によって 変化せしめられ且つ制御され、それによって、インペラ２１の回転を加速或いは 減速し、流体を脈動形態で圧送する。 本発明は、その精神又は本質的な特徴から逸脱することなく、他の特定の形態 で実施態様化しても良い。上記した実施形態は、全ての点において、単に例示的 なものであり且つ限定的なものではないと考えられるべきものである。従って、 本発明の範囲は、上記の説明よりもむしろ添付の請求の範囲によって示されてい る。各請求項の意義及び等価範囲に含まれる全ての変更は、これらの請求項の範 囲に包含されるべきものである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，Ｓ Ｄ，ＳＺ，ＵＧ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ， ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，Ｇ Ｂ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ， ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，Ｎ Ｏ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ， ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者 バーンソン，ジル・ブレント アメリカ合衆国ユタ州84106，ソルト・レ イク・シティ，イースト・ジャスパー・サ ークル 982 (72)発明者 オルセン，ドン・ビー アメリカ合衆国ユタ州84121，ソルト・レ イク・シティ，ブルー・ジェイ・レーン 8832 (72)発明者 マスレン，エリック・エイチ アメリカ合衆国ヴァージニア州22903，ア ーリースヴィル，リアス・フォード・ロー ド 748 (72)発明者 ロング，ジェイムズ・ダブリュー アメリカ合衆国ユタ州84124，ソルト・レ イク・シティ，サウス・パークビュー・ド ライブ 4461

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．敏感な生物学的流体を圧送するための装置であって、 外側と、内部に壁を有する中空の内側と、軸線中心と、を有する構造体と、 前記構造体の外側から形成され、流体がその中を通過して同構造体の中空の内 側へと通過するための入口と、 前記構造体の外側から形成され、流体が同構造体の前記中空の内側からその中 を通過するための出口であって、同構造体の軸線方向の中心から径方向に配置さ れた出口と、 前記構造体の内側に同構造体と接触しないで配設された、前記入口から入り同 構造体の中空の内側を通り前記出口から出ていく流体の流れを制御するためのイ ンペラ手段であって、弓形のブレードと弓形の通路とを有し、それによって、同 構造体を通る流体の流れが前記入口から前記出口へと徐々に差し向けられるよう になされたインペラ手段と、 前記構造体の前記中空の内側と接触しない状態てせ前記インペラ手段を懸垂す るための磁性手段と、 前記インペラ手段を選択的に回転させ、それによって当該装置を通る流体の流 れを制御するためのモーター手段と、 を含む装置。 ５．請求項１に記載の装置であって、 前記インペラ手段が、前記構造体を通る流体の流れのためのインペラと、前記 モーター手段によって制御されそれによって同モーター手段が前記インペラ手段 の回転を制御することを可能にするローターと、の一体化された組み合わせであ って、第１の戻りの流れチャンバと第２の戻りの流れチャンバとの各々の内側を 形成して、懸垂されたインペラ手段の周囲の流体の流れを可能にする、一体化さ れた組み合わせ、を含む、装置。 ６．請求項５に記載の装置であって、 前記第１の戻り流れチャンバを形成している前記インペラの内側が、前記構造 体の中空内側の壁の曲率に対応する曲率を有する第１の部材を含む装置。 ７．請求項６に記載の装置であって、 前記インペラが第１の電磁軸受けの組と相互作用するための第１の電磁磁性材 料を含み、 前記第１の電磁軸受けの組は、前記インペラ手段を安定させ且つ同インペラ手 段の軸線方向位置と同インペラ手段に作用する外部のスラスト方向の力及びモー メントを制御する、措置。 ８．請求項６に記載の装置であって、 前記インペラが第１の電磁軸受けの組と相互作用するための第１の電磁磁性材 料を含み、 前記第１の電磁軸受けの組は、前記インペラ手段を安定させ且つ同インペラ手 段の軸線方向位置と、２つの自由度の角度方向の変位と、外側スラスト方向の力 と、前記インペラ手段に作用する外部モーメントと、の組み合わせを制御する、 措置。 ９．請求項５に記載の装置であって、 前記第２の戻り流れチャンバを形成しているローターの内側は、前記構造体の 中空の内側の壁の曲率に対応する曲率を有する第２の部材を含み、同第２の部材 は、インペラ手段の弓形のブレードによって第１の部材に結合されており、イン ペラのチャンバが（ｉ）弓形のブレードと（ii）第１の部材と（iii）第２の部 材とから形成されていて、前記入口から出口までの流体が徐々に再度指し向けら れるための弓形の通路を形成している、装置。 １０．請求項９に記載の装置であって、 前記第２の部材が、第２の電磁スラスト軸受けの組と相互作用するための第２ の磁性材料を含み、 前記第２の電磁軸受けの組は、径方向位置の２つの自由度及び前記インペラ手 段に作用する外側径方向の力、を制御する、装置。 １１．請求項９に記載の装置であって、 前記第２の部材が、第２の電磁スラスト軸受けの組と相互作用するための第２ の磁性材料を含み、 前記第２の電磁軸受けの組が、径方向の位置の２つの自由度、軸線方向位置、 外側の径方向の力及び前記インペラ手段に作用する外側スラスト方向の力、の組 み合わせを制御する、装置。 １２．請求項１０に記載の装置であって、 前記第２の磁性材料が、前記第２の電磁軸受けの組が、径方向の位置の２つの 自由度、軸線方向位置、角度方向の位置の２つの自由度、外側の径方向の力、ス ラスト方向の力及び前記インペラ手段に作用する外側モーメント、の組み合わせ を制御する、装置。 １３．請求項９に記載の装置であって、 前記第２の部材がその内部に一体化されて形成されたローターを含み、同ロー ターは、前記モーター手段と相互作用するために配置された複数の永久磁石を有 し、同ローターは、同モーター手段によって回転せしめられ、それによって前記 インペラ手段を回転させる、装置。 １４．請求項１に記載の装置であって、 前記磁性手段が、 前記構造体の中空の内側の壁上に設けられた第１の電磁軸受けの組と、 前記構造体の中空の内側の別の壁上に設けられた第２の電磁軸受けの組と、 前記インペラ手段上に設けられ且つ前記第１の電磁軸受けの組に対応する磁性 材料の第１のバーと、 前記インペラ手段上に設けられ且つ前記第２の電磁軸受けの組に対応する磁性 材料の第２のバーと、からなる構造を含み、 同構造は、前記インペラ手段の５つの自由度に対する制御を提供し、 前記インペラ手段は、（ｉ）前記第１の電磁軸受けの組と前記第１の磁性材料 のバーとの間の磁場と、（ii）前記第２の電磁軸受けの組と前記第２の磁性材料 のバーとの間の磁場と、によって、前記構造体の中空の内側に接触するのが阻止 されるようになされた装置。 １５．請求項１４に記載の装置であって、 前記磁性手段が、前記第１及び第２の電磁軸受けの組内の電流を制御するため の電子コントローラを含む、装置。 １６．請求項１５に記載の装置であって、 前記電子コントローラが、前記インペラの回転速度を制御して本発明の装置を 使用して同回転速度が人間の生理学的状態に対応するようにするための生理学的 コントローラを含む、装置。 １７．請求項１４に記載の装置であって、 前記構造が、前記電磁軸受けの組が、前記インペラの２つの自由度を制御する ために使用できるように、前記第１の磁性材料からある角度で位置決めされてい る前記第１の電磁軸受けの組を含む、装置。 ２２．敏感な生物学的流体を圧送するための連続フローポンプであって、 構造体であって、第１のポンプハウジング半体と、同第１のポンプハウジング 半体に対してハーメチックシールされて同構造体を形成する第２のポンプハウジ ング半体とを含み、中空の内側と軸線中心とを有する構造体と、 前記第１のポンプハウジング半体から形成され、流体がその中を通過して前記 構造体の中空の内側へと通過するための通路のための入口貫通穴を有するポンプ 入口容器と、 前記構造体の軸線中心から径方向に配置され且つ前記第１及び第２のハウジン グ半体から形成され、流体がその中を通過して前記構造体の中空の内側から通過 するための通路のための出口貫通穴を有するポンプ出口容器と、 前記構造体の中空の内側に同構造体と接触しないで配設されたインペラ手段で あって、インペラ取り込み開口部と、インペラチャンバと、同インペラチャンバ を形成するための螺旋状の曲線を有するインペラ羽根とを有し、前記ポンプ入口 容器内への流体の流れ、前記キャビティの中空の内側を通る流体の流れ及び前記 ポンプ出口容器からの流体の流れを制御するインペラ手段と、 前記インペラ手段を前記構造体の中空の内側と接触しない状態で懸垂し且つ前 記インペラ手段を選択的に回転させ、それによって当該連続フローポンプ内を通 る流体の流れを制御するための磁性手段と、 前記インペラ手段の回転速度を制御するモーター手段と、 を含む連続フローポンプ。 ２２．ポンプを使用して敏感な生物学的流体を圧送するための方法であって、 ポンプのハウジング内に磁気的に懸垂されたインペラを有するポンプ装置であ って、前記インペラは、前記ポンプ内を移動する敏感な流体への衝撃を減少させ るための弓形形状の羽根を有する、ポンプ装置を選定し、 前記インペラを磁気的に懸垂するために使用されている磁性手段から受け取っ た信号に応じて前記ハウジング内に前記インペラを位置決めし、 前記ポンプの入力及び出力から受け取った信号に応じてインペラの回転速度す なわち流体の流速を調節する、ことからなる方法。