JP2000504611A

JP2000504611A - 逆圧バルーン型の移植可能な心臓補助ポンプのための制御回路

Info

Publication number: JP2000504611A
Application number: JP9529846A
Authority: JP
Inventors: フランシュ，ピエレ
Original assignee: シンテラボビオメディカル，ソシエテアノニム
Priority date: 1996-02-21
Filing date: 1997-02-19
Publication date: 2000-04-18
Also published as: FR2744923B1; EP0959911B1; FR2744923A1; ATE283716T1; US6050932A; EP0959911A1; DE69731848D1; DE69731848T2; WO1997030739A1

Abstract

(57)【要約】ポンプ（１０）は、別個の容積部（２０）と協働する可変の容積手段（２４）を具備し、血液は前記容積部（２０）を加減するために前記容積部（２０）を通り流れ、血液は循環的に制御されて流れる。本発明によれば、ポンプのための制御回路は、大動脈の圧力（ｐ（ｔ））を表すデータを検知する手段、静脈酸素濃度（ＰＯ_2V）を表すデータを検知する手段、大動脈酸素濃度（ＰＯ_2A）を表すデータを検知する手段、心拍周波数（Ｆ）を表すデータを検知する手段及び／又は、心筋の収縮率（ｄＰ／ｄｔ）を表すデータを検知する手段を具備する。この回路は、心筋の収縮及び拡張段階の間における前記容積部の変化率（ｕ（ｔ），ｖ（ｔ））と、心筋の収縮及び拡張段階の間における前記容積の変化が始まる瞬間（ｔ_A ；ｔ_R ）とを制御することができる。

Description

【発明の詳細な説明】逆圧バルーン型の移植可能な心臓補助ポンプのための制御回路本発明は、逆圧バルーン型の移植可能な心臓補助ポンプのための制御回路に関する。大動脈内部の逆圧バルーンを用いる技術は、鬱血性の心不全の時に、左心室への効果的な血流の補助に供することで知られ、バルーンは、下枝内に挿入され、心臓の循環の拡張期の段階の間において膨張し、その結果として、さらなる容積の血液を動脈網内にこの位置から上流及び下流へ注入する。続く心臓の収縮の間において、バルーンは、左心室への負担を減少させ、こうして、血液の流速を増加させることを可能とする。血流の収支は正であり、注入部が大きくなり、拡張末期の圧力が減少する。こうして、バルーンは、心室が供給することのできないさらなるエネルギを運搬し、患者の状態は、非常に著しく改善される。その技術を全体として独立で実施することを可能とする移植装置が、すでに提案されてきた。この独立式の移植装置は、例えば、米国特許第５２２２９８０号又は、現在の出願で逆圧バルーン型の移植可能な心臓補助ポンプと題する本出願と同一所有者に属する１９９６年１月２６日出願の仏国特許出願第９６／００９４９号においてまさに記述されている。これらの両方の文献は、下行大動脈内に挿入された永久の移植可能な心臓補助ポンプを記述し、心臓補助ポンプは、スリーブ形状の柔軟で弾性のある膜によって構成される逆圧バルーンの前述の原理で作動し、スリーブの軸線は、大動脈の軸線と一致し、取り除かれた大動脈の部分の位置に取り付けられる。膜は、静止時の膜と実質的に同じ形状を有する強固な室内に入れられ、水圧流体は、外部の発電機から室へ注入され、それにより、膜を押圧し、こうして、室の有する血液の容積を減少させる。逆に、水圧流体を抜き取ることは、膜の内側の容積を増加させ、こうして、ポンプは満たされる。より厳密には、本発明の目的は、器具の働きが可能な限り生理的であるように器具を制御する移植可能な心臓補助ポンプ等のための制御回路を提供することであり、すなわち、衰弱した心筋からの過度の又は反自然な労力を要求することなく、心不全を緩和し、心臓血管系を通して、健康な生体の特性、特に圧力波と可能な限り近い特性を有する血液の流れを発生させる。本発明のさらなる目的は、患者の真の血流の需要に適合され、第一に移植された器具のエネルギ消費を制限し、第二に、とりわけ、自然の血流の平衡を可能な限りほとんど乱さず、こうして、ポンプの移植後の長い期間においてあり得る機能の複雑さを避けるポンプの可変の制御を提供することである。このため、本発明は、前述の種類の逆圧バルーン型の移植可能な心臓補助ポンプを制御するための回路、すなわち、分離された容積部と協働する可変の容積手段を具備する回路を提供し、血液は、前記容積部を変化させるために分離された容積部を通り流れ、血液は、周期的に制御されて流れる回路において、静脈酸素濃度を表すデータを検知する手段と、大動脈酸素濃度を表すデータを検知する手段と、心拍周波数を表すデータを検知する手段と、心筋の収縮率を表すデータを検知する手段とを具備する群の中の少なくともいくつかの手段を有することを特徴とする回路を提供する。いくつかの有利な特徴によれば、・回路は、可変の容積手段を制御するための心臓補助制御手段を有し、前記制御手段は、心筋の収縮段階の間に前記容積部の変化率を制御する手段と、心筋の拡張段階の間に前記容積部の変化率を制御する手段と、前記容積部の変化が収縮段階の間において開始する瞬間を制御する手段と、前記容積部の変化が拡張段階の間において開始する瞬間を制御する手段を具備する群の中の少なくともいくつかの手段を有する。・第一の実施態様において、心臓に対して与えられる補助は、（ｉ）参照パラメタのためのプログラムされた組の静止値と、（ii）心拍周波数の関数として前記パラメタの少なくとも一つを修正するアルゴリズムに基づき作動する。前記パラメタは、容積が心筋の収縮段階の間において変化する率、容積が心筋の拡張段階の間において変化する率、前記容積変化が収縮段階において開始する瞬間、及び前記容積変化が拡張段階において開始する瞬間の中の少なくとも一つのパラメタを具備する。・回路は、さらに患者の身体的活動及び／又は代謝の必要性を示すデータを検知するための手段を有する。・第二の実施態様において、心臓に対して与えられる補助は、自動であり、（ｉ）大動脈の圧力、静脈の酸素濃度、大動脈の酸素濃度、心拍周波数、及び心筋の収縮率を少なくとも具備する実時間に発生される検知代表データの組、（ii）対応する参照パラメタの組、（iii）前記代表データの組と前記参照パラメタの組との間に確定される差、（iv）このように確定された差の関数として可変の容積手段を実施するためのアルゴリズムに基づき作動する。この場合において、有利なことに、可変な容積手段を実施するためのアルゴリズムは、特に逐次近似法によって補助を提供することによって、心臓の補助を追跡する機能をし、さらに、心臓の補助は、実時間で発生されたデータの組又は参照組を修正する機能をする。本発明の他の特徴は、以下の発明の実施態様の記述を読むことによって明らかになる。図１は、本発明のポンプ、ポンプの制御回路、及び器具全体が移植されている環境を示す図である。図２は、いかに図１のポンプの動作がモデル化されるかを示す。図３は、一回の心臓の循環を通した時間の関数としての圧力波の特性を示す。図１において、（例えば、前述の米国特許第５２２２９８０号、又は仏国特許出願第９６／００９４９号から）それ自体公知の種類の移植可能な心臓補助ポンプが示され、この心臓補助ポンプにおいて、主要素１０は、剛体部分１２を具備し、この剛体部分は、一般に円筒状で、両端が開放され、下行大動脈１４内に挿入され、大動脈の軸線と剛体部分１２の軸線は一致し、これら二つの要素は実質的に同一の直径を有する。剛体部分１２は、柔軟な膜１６を有する。示される実施態様において、膜１６は、静止時において剛体部分１２と同様な形状であり、実質的に剛体部分１２にぴったりと適合し、両端において周辺全体を通して剛体部分１２に固定される。こうして、胴体部分１２と膜１６との間において、可変の容積部２０の閉鎖された中間の空間１８が確定され、膜の内側において、可変の容積部の中央の空間２０がさらに確定され、容積部１８が増加した時にこの容積は減少し、逆も同様である。中間の空間１８の容積は、制御電子回路装置２６によって制御された可変の圧力供給源２４へ、ダクト２２を介して接続された一つ又は好ましくはそれより多くの点によって、水圧流体（典型的な生理食塩水、例えば、生理学の血清）を注入されることによって、増加される。有利なことに、水圧流体貯蔵器２８は、さらに隔壁という形態で設けられ、この隔壁は、皮下の針によって経皮的にアクセス可能である流体の容積及び／又は塩度が調節されることができるか、又は流体を空にすることができる。本発明は、とりわけ圧力供給源２４を制御する回路２６に関する。図２に示されるように、ポンプは、ピストン２５の形態でモデル化されることができ、ピストン２５の一方向又は他方向の移動は、大動脈の容積部２０の変化を発生させる。この大動脈の容積部２０の人工的な変化は、動脈の壁の弾性の結果としての健康な動脈の自然な膨張に匹敵し、より大きな振幅である。より厳密には、心臓の収縮期の間において、心筋２９の収縮は、連続的に、左心室３０において圧力を上昇させ、大動脈弁３２を開放させ、血液を下行大動脈１４内へ放出させる。心拍は、収縮が心臓の循環よりかなり短い期間であるようなものであり、それにより、収縮期の放出速度を増加させる。動脈の弾性は、対応する心室からの力の過度の要求を避け、慣性によって支えられている負荷及び移動させるべき血液の柱状体の抵抗を克服し、こうして、いわば、拡張期において低い瞬間的な速度でエネルギを運搬することを可能とする。心不全は、心室が、必要な力を有しないので、生体に必要とされる血液の量を運搬することをできないことによって特徴づけられ、これは、（動脈の硬化は、非常にこの病気状態を悪化させるけれども）動脈の硬化と同時に起こるかも知れないし、又は、起こらないかも知れない。このような環境の下で、心臓補助ポンプは二つの機能を遂行する。第一に、心臓補助ポンプは人工的に大動脈にさらなる弾性を提供し、前述のように、動脈網の自然の弾性によって与えられるのと同じ利点を提供する。第二に、本発明の独特の態様によれば、ポンプは、拡張期の間において循環系へのさらなるエネルギを運搬することができる。図２に示されるモデルを考慮すると、移動の端部における心臓ポンプ内のピストン２５を移動させることによって、人工的に発生される総容積は、 Σ．∫_S ｕ（ｔ）ｄｔ Σは、ピストンの表面の領域であり、ｕ（ｔ）は、収縮期Ｓの全て又は一部分を通した時間の関数として変化するピストンの移動速度である。収縮期の間においてポンプに貯蔵されたこの血液の容積は、収縮期に続く拡張期Ｄの間において、続いて速度ｖ（ｔ）で反対方向に移動するピストンによって大動脈内へ再び戻される、同様に拡張期Ｄの全て又は一部分の間における時間の関数として変化可能である（速度ｖ（ｔ）は、ｕ（ｔ）とは独立している）。エネルギの観点から、ポンプは、収縮期の間においてエネルギＥｉをとり、Ｅｉ＝Σ．∫_S Ｐ（ｔ）．ｕ（ｔ）ｄｔＰ（ｔ）は、ピストン上に血液によって及ぼされる圧力である。拡張期の間において、ポンプはエネルギＥｏを戻し、Ｅｏ＝Σ．∫_S Ｐ（ｔ）．ｖ（ｔ）ｄｔ人工器官によるエネルギ収支Ｅｏ−Ｅｉは、以下になりうる・負、心臓がエネルギを人工器官へ運搬する（この可能性は明らかに有利でない）、・０又はわずかに正、そして、ポンプは、さらなるエラスタンス（弾性の要因）として本質的には動き、それは、前述されて同じ利点を提供する作動機構で、動脈の自然のエラスタンスと結び付く。このような環境の下で、心臓は必要とされる全てのエネルギを提供する。これは、例えば、静止している患者に適用でき、・正、この場合において、心臓に与えられる補助がさらになされ、ポンプによって貯蔵された血液の容積の実質的な増加及びこれに対応する収縮期の圧力の減少が、心臓が増加前に与えた容積より少ないか等しい心臓からのエネルギを使用して収縮期の放出容積を大いに増加させることを可能とする。さらなるエラスタンスを提供するその機能に加えて、ポンプは、拡張期の間において、心臓の欠乏を補償するために必要とされる余分のエネルギを提供する機能をする。このように、貯蔵される容積と、ポンプによって貯蔵される容積を調節することによって、血流の需要の関数として、周期的に「供給量」を心臓への補助を運搬することを可能とする。医師は、調節か又は以下に記述されるような自動応答によって、心臓を全ての環境の下で、その動作容積の最大値又はその一部分まで充填するように、この「供給量の決定」を系統立てることができる。この種類の比例関係の供給量の決定の主な利点は、器具のエネルギ消費を最小化することである。可能な限り自然の鬱血の平衡をほとんど乱さないように、循環系の機械の機能を制限することも可能であり、それにより、腎臓の機能及び肝臓の機能のような主な器官の機能の長期間の過酷な影響を避ける。最後に、適応性を示して制限される補助を提供するこの方法は、心臓のリハビリテーションを促進する。このような心臓の補助は、次のように作動する本発明の回路によって実施される。データ第一に、心臓血管系の状態は、センサによって器具へアクセス可能にされたデータによって特徴づけられる。使用されるデータは、次の通りである。・時間の関数としての大動脈の圧力Ｐ（ｔ）、・静脈の酸素濃度ＰＯ_2V、・大動脈の酸素濃度ＰＯ_2A、・心拍周波数Ｆ、及び・心筋の収縮率ｄＰ／ｄｔこのリストは制限せず、こうして、微小容積ＭＶ及び／又は姿勢及び／又はさらなるパラメタが、適切な対応するセンサから（例えば、姿勢及び作用力Ｇのための加速度計から）さらに考慮に入れられることができる。データ取得データは次のように得られる。・Ｐ（ｔ）、血液側又は水圧流体側のポンプ内に配置される特定のセンサによって得られる。・ＰＯ_2V及びＰＯ_2A、特定のセンサによって得られる、一方（３４）は、右の心臓（ＰＯ_2V）又は静脈内のいずれかに配置され、他方（３６）は、ポンプを通過する大動脈内に配置される。所望のパラメタは、ＰＯ_2A−ＰＯ_2Vである。この装置は、ＰＯ_2Vだけの使用に基づいて動作することが可能とされているが、それは動作を減少させる。・Ｆ、心電図（ＥＣＧ）によって、又は、適切な条件で代わりの周波数シンセサイザから直接的に得られる。ＥＣＧは、右の心臓内の心室空孔内電極３８によって拾い上げられる。それは、右心室が脱分極される瞬間を確定し、そこから左心室が脱分極される瞬間及び心拍周波数Ｆを演繹することが可能である。様々な方法で、ＥＣＧは、左心室上に配置された心外膜の電極に拾い上げられる。・ｄＰ／ｄｔ、このパラメタは、等容性収縮の間において左心室の圧力の平均の傾斜であり、対応するＰ（ｔ）の不連続性によって見出されるように、この傾斜は圧力差、脱分極の開始と大動脈弁の開口との間の期間から得られる。それからなる使用に依存して、ａ）迅速に追跡するために又は傾向を見積もるために、先行する心臓の循環の間において、又はｂ）穏やかにする動作する及び／又は安定化させる効果を可能とするために、先行する所定の数の循環を通して重みをずらす手段に基づき、バリデーションの後に、実行された測定からデータは演繹される。大動脈の圧力Ｐ（ｔ）が、所定の間隔で抽出される。データは、身体的な活動、胃腸の活動、又は大脳の活動、姿勢、環境、又は、共存する病気の結果、薬のレベル等のような状態パラメタの関数として変化する。データはさらに幾分相互依存する。補助のための心臓の必要の表現心臓の補助の必要性が、一組のデータと参照データとの組み合わせから決定される。このデータの組は、心臓血管の病気を考慮して設けられ、プログラムすることによって器具へ入力される。参照の組は、状態パラメタの関数として固有の力学を有し、例えば、労力を提供する時に常態の式は、静止時に常態を表す値とは異なるＰ（ｔ）、ＰＯ_2A−ＰＯ_2V及びｄＰ／ｄｔの値によって表される。同じ式が、薬等のレベルを変化させて常態へ適用する。それゆえ、参照の組は二つのレベルでプログラムされなければならなず、・一つは、静止時に参照データに関連し、・もう一つは、日常の活動の結果である変化の関数として先行するデータを修正するためのアルゴリズムに関連する。この点において、変化を発生させる主な要因は、身体的な活動であり、このアルゴリズムは、心拍周波数によって身体的な活動を表すことを一般に限定されることができる。最後に、参照データの組は、二つの可変のデータＰ（ｔ，Ｆ）、ＰＯ_2A（Ｆ） −ＰＯ_2V（Ｆ）、Ｆ、ｄＰ／ｄｔ（Ｆ）及び／又はこれらのデータの項目の組み合わせによって決定される。薬のレベルの変化又は病気の状態が変化する時に、プログラムの両方のレベルが、それに応じて修正されなければならない。一旦、プログラムが実行されると、一旦、それらが特定の閾値を越えると、参照値に関して日常生活で観察される差が、心臓の補助の必要性を決定する。例えば、労力を提供する時に、ＰＯ_2A（Ｆ）−ＰＯ_2V（Ｆ）の任意の増加、又はＰＯ_2V の低下は、心臓の補助を開始させ、心臓の補助は、静止の間において必要とされないか、又は、より少ない程度で必要とされた。心臓の補助補助が提供される方法は、自然の関数、振幅及び差が変化する率としてプログラムすることによって確定される。補助が提供されるとすぐに、追跡するプログラムは、前のプログラムに加えて、追跡するプログラムが開始される。例えば、高頻度のサンプリング、アルゴリズムを開始させ、アルゴリズムを追跡し、アルゴリズムを修了させる等、乱れがそれを変化させる方法の関数として及び生体の応答が変化する方法の関数として補助が運搬される方法で作動する。心臓への補助が与えられる方法心臓へ与えられる補助は、収縮期の間におけるピストンの移動速度ｕ（ｔ）及び拡張期の間におけるピストンの移動速度ｖ（ｔ）によって決定される。それらは、それぞれに、容積Σ．ｕ（ｔ）及びΣ．ｖ（ｔ）に対応し、容積Σ．ｕ（ｔ）及びΣ．ｖ（ｔ）は、それぞれに、ポンプによって集積されて戻され、心臓の循環に関する前記関数の起点の時間、ｕ（ｔ）はｔ_A、ｖ（ｔ）はｔ_R である。ｕ（ｔ）及びｔ_A の決定前述のように、大動脈の容積Σ．ｕ（ｔ）における人工的な増加は、収縮期の流量における増加を発生させ、それは、左心室によって運搬されるエネルギに影響を与え、左心室のエネルギ効率に影響を与える。この影響は、動脈の軟化の効果と同じく有益である。ｕ（ｔ）及びｔ_A が心臓の機能へ適切に適合されることは、さらに重要である。例えば、ｕ（ｔ）の曲線の好適な形態は、動脈の弾性的な働きとの類似で指数関数的に減少し、その一方で、ｔ_A は、収縮期の圧力を減少させるように、予測によって収縮期の初めを制御することができる。実際には、ｔ_A 及びｕ（ｔ）の曲線は、プログラムすることによって患者の関数として調節され、患者の活動の関数としては変化しない。ｕ（ｔ）の振幅及び、その結果として∫_S ｕ（ｔ）ｄｔの振幅とは、大動脈の容積を人工的に増加させることによって、又は、換言すれば、左心室への負担を減少させることによって、心臓の補助を提供するための本質的な作用パラメタを構成する。ｕ（ｔ）の振幅及び、特にポンプによって貯蔵される総容積Σ.∫_S ｕ（ｔ）ｄｔのための対応する量∫_S ｕ（ｔ）ｄｔは、所望の心臓の流量の関数として決定される。系に適用されるインパルスに、心臓血管系の応答時間を与えると、振幅ｕ（ｔ）は、漸進的に増加されることができ、各増分は、所定の時間の期間内の先行する増分の結果の関数として確定され、振幅ｕ（ｔ）は、心臓の能力及び応答すべき人工器官の能力によって制限される。ｖ（ｔ）及びｔ_R の決定再注入は、ｖ（ｔ）の曲線及びｔ_R によって制御され、ｖ（ｔ）の振幅は、∫_S ｕ（ｔ）ｄｔ＝∫_D ｖ（ｔ）ｄｔであるので、ｕ（ｔ）の振幅に依存する。ピストンは、一周期動いた後に同じ位置に戻るということが認められる。ｖ（ｔ）及びｔ_R は、拡張期の初めにおいて動脈の圧力に基づき、動脈のコンプライアンスと協働して、拡張期の間における瞬間的な動脈の圧力及び動脈の流量を決定する。平衡において、収縮期の間において動脈の総流量を加えて、拡張期の間において動脈の総流量は、左心室を通る流量に当然等しい。患者の状態が安定している時、こうして、決定された値ｕ（ｔ）、ｔ_A 、ｖ（ｔ）及びｔ_R と協働した心臓への補助の適用することは、乱れを発生させる。この乱れは、瞬間的な心臓血管の再平衡によって追跡され、新しい動作形態を実現し、この形態は、心臓の流量、種々の心室の圧力、大動脈の圧力、収縮期の圧力、拡張期の圧力、及び、結果として生じる心臓及び人工器官によって運搬されるエネルギの量によって確定される。以下のことが理解される。・心臓に補助を提供することは、心臓血管の状態を改善するが、データの全てを読むことによって見出されることができる時に、正確な効果は、状態が安定するまでは知られない。・補助は、好ましくは逐次近似法によって心臓へ適用されるべきである。・補助は、量に依存する強さの異なる度合いで心臓へ与えられることができ、それによって、後の負担が減少され、エネルギは人工器官によって供給される。プログラムのプロトコル心臓の補助は、予め定められることができるか、でなければ、自動とすることができる。定められた補助は、ｕ（ｔ）、ｔ_A 、ｖ（ｔ）及びｔ_R を静止時にプログラムすることによって、及び、ｕ（ｔ）及びｖ（ｔ）の曲線とさらに心拍周波数Ｆの関数としてのｔ_R を修正することによって得られる。自動の補助は、参照組、実際に心拍周波数Ｆに変形する前記組のための修正アルゴリズム、補助の開始のための閾値及び強さをプログラムすることによって得られる。プログラムは、次の動作を具備する。Ａ．予め定められた補助、１．センサを実行する、結果を読む。２．補助をプログラムする、ｕ（ｔ）、ｔ_A 、ｖ（ｔ）及びｔ_R 。３．心拍周波数の関数としてのｕ（ｔ）、ｖ（ｔ）の曲線及びｔ_R を修正するためのアルゴリズムをプログラムする。Ｂ．自動の補助、１．センサを実行する、結果を読む。２．参照組及び修正アルゴリズムをプログラムする。３．参照組に関する差（閾値及び強さ）の関数として補助の実行をプログラムする。動作プログラムされた器具は、次の動作を遂行する。１．センサを読み、実時間でデータ組を発生させる。２．実時間で参照組を修正する（自動補助）。３．データ組（１）と参照組（２）との間の差を確定する（自動補助）。４．差の関数として補助を開始するか、又は、心拍周波数の関数として補助を修正する（予め定められた補助）。５．追跡するプログラムを開始する。逐次近似法のプロトコル（予め定められた補助）。６．データ、重要な結果、動作パラメタ、特にエネルギ消費のホルター記録。７．統計学的なデータの記録。器具は、等しく適切に参照組（動作２）又は実時間でデータ組の修正（逆の修正）をすることができる。結果として生じる圧力波のための比較例図３は、圧力波、すなわち、時間の関数としての大動脈の圧力を示す関数Ｐ（ｔ）の形状を示す。圧力は、水銀ミリメートルで与えられ、水銀ミリメートルは、血圧が実際に普遍的に表現される非ＳＩ単位である（１ｍｍＨｇ＝１３３．３２２Ｐａ）。実線の曲線は、心室の補助なしの大動脈の圧力を示し、その一方で、点線の曲線は、心室の補助ありの大動脈の圧力を示し、再注入（可変の容積部２０の減少）は、ｔ＝２００ｍｓ（収縮期の終わり）とｔ＝３４０ｍｓとの間で起こる。最初に、心臓に補助を与えない圧力の曲線を考慮すると、平衡において、拡張期の終わりの圧力は、収縮期の初めにおける圧力に等しく、循環は、安定されて反復性がある。ｔ＝０ｍｓからｔ＝７５０ｍｓのＰ（ｔ）の曲線と、水平軸（Ｐ＝２０ｍｍＨｇへ下がり、それは、左心室の拡張期の終わりの圧力である）とによって確定される領域（一分間に８０心拍の速度の一つの完全な循環）は、毛細血管の総流量を表し、心臓の総流量と等しい。Ｑ_cardiac ＝ａｒｅａ（Ｐ）／Ｒ＝１／Ｒ∫₀ ⁷⁵⁰Ｐ（ｔ）ｄｔＲは、動脈及び静脈の毛細血管の抵抗であり、毛細血管の流量を与えるＱｃ＝Ｐ／Ｒの関係式に含まれる。今、補助が心臓へ与えられる曲線を参照して、種々の観察がなされることができる。第一に、再注入は、示される例では拡張期の初めにおいて起こるが、それは、収縮期の終わりの少し前に等しく適切に始まることができ、常にｔ＝３４０ｍｓで終わる。再注入の終わりの後、再注入によって膨張される大動脈は、下流の動脈網内へほぼ指数関数的に排出する。その結果として、拡張期の終わりの拡張の圧力は、先行する拡張期の終わりの前記圧力より大きい。それゆえ、補助が開始された瞬間において、循環は、平衡でなく、数循環後に平衡に戻る。第二に、実線の曲線と点線の曲線との差は、補助の有無での毛細血管の流量の差を表している、ということが観察されることができる。補助により、毛細血管の流量は、収縮期の間において少なく、拡張期の間において多い。収支（再注入の瞬間の前及び後の曲線によって確定される領域の間の差）は、心臓の流量を補助するための寄与を示す。心臓の流量の正確な増加は、特に改良された心臓への吸入で、補助を開始することが拡張期の圧力及び収縮期の圧力のようないくつかの生理学上の大きさ、左心室の充填、右心室のエネルギ、（減少する）抵抗Ｒ、（減少する）周波数Ｆ等を変えるという事実を考慮に入れるように、圧力曲線が安定した後に確定されることができる。それゆえ、新しい平衡状態の安定は、すぐには起きない。循環の間において曲線によって確定された領域によって表されるように、心臓の流量は、収縮期の間において左心室を介して運搬されるということがさらに観察されることができる。すなわち、収縮期に関連する領域は、毛細血管の流量を表し、その一方で、収縮期の間において動脈の膨張によって貯蔵された心臓の流量は、拡張期に関連する領域によって表される。こうして、圧力曲線は、動脈内及びもしポンプが作動しているならば可変の容積内に貯蔵された収縮期の放出部分及び下流の動脈網内へ（又は毛細血管内へ、動脈の下流の任意の膨張を無視して）直接的に満たされる部分にすぐに情報を提供する。

Claims

【特許請求の範囲】１．逆圧バルーン型の移植可能な心臓補助ポンプ（１０）を制御するための回路（２６）であって、分離された容積部（２０）と協働する可変容積手段（２４）を具備し、血液は前記容積部（２０）の変化によって前記容積（２０）を通り流れ、血液は周期的に制御されて流れる回路において、心臓血管系の状態を表すデータを検知する手段を具備し、前記検知手段は、・大動脈の圧力（Ｐ（ｔ））を表すデータを検知する手段と、・静脈酸素濃度（ＰＯ_2V）を表すデータを検知する手段と、・大動脈酸素濃度（ＰＯ_2A）を表すデータを検知する手段と、・心拍周波数（Ｆ）を表すデータを検知する手段と、・心筋の収縮率（ｄＰ／ｄｔ）を表すデータを検知する手段とを具備する群の少なくともいくつかの手段を具備することを特徴とする回路。２．前記可変の容積手段を制御するための心臓補助の制御手段を有し、前記制御手段は、・心筋の収縮段階の間における前記容積部の変化率（ｕ（ｔ））を制御する手段と、・心筋の拡張段階の間における前記容積部の変化率（ｖ（ｔ））を制御する手段と、・心筋の収縮段階の間における前記容積部の変化が始まる瞬間（ｔ_A）を制御する手段と、・心筋の拡張段階の間における前記容積部の変化が始まる瞬間（ｔ_R）を制御する手段とを具備する群の少なくともいくつかの手段を具備する請求項１に記載の回路。３．心臓に与えられる補助が予め定められ、（ｉ）参照パラメタのためのプログラムされた組の静止値と、（ii）前記心拍周波数（Ｆ）の関数として前記パラメタの少なくとも一つを修正するためのアルゴリズムとに基づいて作動し、前記パラメタが、心筋の収縮段階の間における前記容積部の変化率（ｕ（ｔ））、心筋の拡張段階の間における前記容積部の変化率（ｖ（ｔ））、心筋の収縮段階の間における前記容積部の変化が始まる瞬間（ｔ_A）及び、心筋の拡張段階の間における前記容積部の変化が始まる瞬間（ｔ_R）のパラメタの少なくとも一つを具備する請求項２に記載の回路。４．患者の代謝の必要性を表すデータ（ＭＶ）を検知するための手段をさらに有する請求項２に記載の回路。５．患者の身体的な活動を表すデータ（Ｇ）を検知するための手段をさらに有する請求項２に記載の回路。６．心臓に与えられる補助が自動で、（ｉ）大動脈の圧力（ｐ（ｔ））、静脈酸素濃度（ＰＯ_2V）、大動脈酸素濃度（ＰＯ_2A）、心拍周波数（Ｆ）及び心筋の収縮率（ｄＰ／ｄｔ）を少なくとも具備する実時間に発生される検知される代表データの組（ii）対応する参照パラメタの組（iii）前記代表データの組と前記参照組との間に確定される差（iv）このように確定される差の関数として前記可変の容積手段を実行するためのアルゴリズムに基づき作動する請求項２に記載の回路。７．前記可変の容積手段を実行するためのアルゴリズムが、特に逐次近似法によって補助を適用することによって、心臓の補助に追跡するのに供する請求項６に記載の回路。８．心臓の補助が、実時間に発生されたデータの組又は参照組を修正するのに供する請求項４又は５と結び付けられる請求項７に記載の回路。