JP2001276213A

JP2001276213A - 心室補助方法及び装置

Info

Publication number: JP2001276213A
Application number: JP2001056231A
Authority: JP
Inventors: Amir Landesberg; アミール・ランデスバーグ
Original assignee: Levram Medical Devices Ltd
Current assignee: Levram Medical Devices Ltd
Priority date: 2000-03-02
Filing date: 2001-03-01
Publication date: 2001-10-09
Also published as: EP1129736A1; US6406422B1; CA2340035A1

Abstract

(57)【要約】【課題】通常心臓作用の心室補助システムは、心室壁の
伸張を誘導しないで心臓のポンプ機能を補助するよう
に、臨界時間で、臨界の存続期間毎に及び容量変化過程
で膨張される制限された容量を持つ心室内デバイスを用
いる。【解決手段】障害心臓の心室１０内に最大容量３０ｍｌ
の心室内室１５を挿入し、この心臓の鼓動即ち拍動に合
わせて膨張又は収縮を繰り返し、心臓の回復度に合わせ
て膨張度を漸減させ、最終的には取り外すことができる
ような制御器および電池を備える。例え何らかの原因で
制御器が作動しなくても、危篤状態に陥るかもしれない
が、心臓を全部人工心臓に取り替える例と比べて、その
生還率は高いフェイルセーフ機能を備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、心室補助方法及び
装置に関し、特に、心臓移植が必要とされ得る段階、特
に障害心臓を補助し、末期の心不全の進展を遅延させる
ことができる心室補助デバイス（ＶＡＤ）に関する。ま
た、本発明は、心室補助デバイスを操作するためのアル
ゴリズム及び心室補助デバイスを用いた障害心臓を維持
する方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】全表面によって基準化された標準心臓出
力は、１平方メートル当たり分当たり、略３．５リット
ル（リットル／分／ｍ²）である。通常、心臓の補助
は、患者の心臓出力が１．８〜２３リットル／分／ｍ²
の好適血液潅流を維持するのに必要な十分な血液供給量
以下に低下する時に必要である。十分な流量が供給され
ない不全は、『心収縮不全』として定義される。しかし
ながら、６０歳を越える５０％以上の患者は、『拡張不
全』として定義される不十分な心室充満及び組識鬱滞を
示す。心臓の補助は、従来の薬物療法が無効と検証され
た段階で心臓不全を患った患者の処置に使用される。

【０００３】うっ血性心不全（ＣＨＦ）は、低心臓出力
及び組識鬱滞の徴候及び症状並びに心臓肥大によって臨
床上明白な経時的に進行する慢性障害である。低心臓出
力は、生命器官（肝臓、腎臓及び脳）への減少させられ
た血液潅流に至る。またＣＨＦは、生命を脅し、入院を
必要とする肺鬱滞（再発性肺水腫）によって特徴付けら
れる。ＣＨＦは、日々の活動を制限する激しい症状に関
連し、生命の貧弱な品質によって衰弱させられる病気で
ある。ＣＨＦは６０歳より上の患者の入院の最もありふ
れた理由である。ＣＨＦは、心臓血管疾患（心筋への血
液流に影響する病気）、慢性高血圧症（高血圧）、無能
症、心臓筋肉又は弁の炎症、物質蓄積（アミロイド）及
び先天性心臓問題を含む種々の病因論を持っている。

【０００４】心臓血管の病気（ＣＶＤ）は、先進国でト
ップの死亡原因を示す。ＣＶＤは、１９９５年の米国で
の９６０，５９２人（その年の全死亡者の４１．５％）
を数えた。米国国立心肺血液学会（ＮＨＬＢＩ）及び米
国心臓協会によれば、米国には、うっ血性心不全（ＣＨ
Ｆ）を患った約５００万人の患者がおり、毎年４００，
０００及び５００，０００間の人々が新しく患者と診断
されている。その長期生存率は低く、ＣＨＦ患者の５年
以内での死亡率が男性で７５％、女性で６２％であり、
一方非代償性心不全を持つ患者では死亡率が毎年６０％
である。

【０００５】うっ血性心不全（ＣＨＦ）を患った患者
は、最初薬物で処置される。従来の薬療法は、ＣＨＦの
進行を遅延させ得るが治癒しない。（血管形成術及びス
テント取付のような）心臓学的介入、（心臓バイパス手
術、心筋形成術、Ｂａｔｉｓｔａ方法として知られてい
る部分的心室切開術のような）外科手術及び機械的デバ
イスは、薬物療法が無効又は不十分であると検証された
時にしばしば考慮される。患者の生命品質を脅しまたは
弱める心臓の電気的外乱は、ペースメーカ及び移植でき
る除細動器によって効果的に処置された。

【０００６】しかしながら、うっ血性心不全は効果的に
専念されなかった。現在、末期ＣＨＦを処置する唯一の
方法は、心臓移植である。一時的及び恒久的心臓補助デ
バイスの要求は、著しく大きく、１９９３年で４０，０
００〜７０，０００人の患者が生命維持補助デバイス又
は全体的人工心臓を必要とし、追加の８０，０００〜２
００，００人の患者が外科手術（心筋形成術又は心臓ブ
ースタ）による生命改善の特性を必要としていた。

【０００７】心室補助デバイスは、以下のために必要で
ある。回復への橋渡し、即ち心臓が重大な損傷を受けた
が、もし十分に支援すれば回復することができる患者の
ための心臓補助。この橋渡しは、心臓がそのポンプ能力
を回復するまでの補助を形成するために、外科手術後の
心臓補助デバイスの使用を含む。心臓の一時的補助は、
主に心不全による損害を防止又は減少させ或は十分な血
液循環を支援する意向である。

【０００８】移植への橋渡し、即ち心臓移植を待ってい
るが予定されていず、心不全が薬物療法に無応答である
患者。

【０００９】現存する一時的機械的心臓デバイスは、３
つのグループに分類される。

【００１０】１．心肺バイパスから切り離される不全に
よる心臓開口手術後の心不全の患者のためにしばしば用
いられた大動脈内バルーンとしての数時間用の一時的心
臓補助。

【００１１】２．心臓移植への橋渡しとしての長期（数
日、数週間、数ヶ月）心室補助デバイス（ＶＡＤ）。

【００１２】３．全体的人工心臓（ＴＡＨ）による恒久
的補助。

【００１３】大動脈内バルーンポンプ（ＩＡＢＰ）ＩＡＢＰは、２０年以上の間臨床的に使用された。この
ＩＡＢＰは、下行性大動脈内に挿入され、心拡張期に膨
張し、心収縮期に萎むバルーン（３０〜５０ｍｌ）から
なる。ＩＡＢは、０．５リットル／分／ｍ²以下の心臓
出力を増加させる。この結果、ＩＡＢは、血液潅流の改
善によって障害心臓を補助する仕様になっていたが、あ
るスレショルド値を心臓出力に要求して、心臓のポンプ
機能を引き継ぐことができない。結果として、これは、
予備的な補助心臓デバイスでない限り、軽いレベルの機
械的補助を要求する患者のみの処置に用いることができ
る。このデバイスは、エネルギ消費を減少させ、心臓が
回復するのを許容する。しかしながらＩＡＢＰは、重症
の血栓合併症の高危険度の故に短期の循環系補助のため
にのみ使用された。

【００１４】心室補助デバイス（ＶＡＤ）ＶＡＤは、障害心臓の片側又は両側の完全なポンプ機能
を引き継ぐ。これらは補助された心室を衰弱させる。左
心室補助デバイスは、食品医薬品局によって心臓架橋移
植術としての使用のために承認されて、ドナー心臓を待
っている患者を生存させる。また、これらのデバイス
は、心臓が不全であるが、術後生命切迫心不全に患者を
含む（衰弱している）心筋層の動作を減少させることに
よって回復することができ得る患者での使用のために承
認された。

【００１５】下記にリストされる１ダース以上の会社
は、ＣＨＦ患者に症状の軽減を持つ長期支援及び／また
は心臓移植に代わるものを提供する左心室補助製品から
全体的人工心臓までの範囲のデバイスを開発している。
これらの内幾つか（ＴｈｅｒｍｏＣａｒｄｉｏＳｙ
ｓｔｅｍｓ、Ｔｈｏｒｔｅｃ、Ａｂｉｏｍｅｄ及びＢａ
ｘｔｅｒＨｅａｌｔｈｃａｒｅ）は、米国市場で心室
補助製品を扱っている。一般に心室補助デバイスは、処
置期間が２、３時間から２、３週までに亘り、或は殆ど
制限数の月で一時的基準で用いられている。しかしなが
ら、幾つかのデバイスは長期使用のために用いられて、
一生の補助システムと考慮することができる。今日まで
そのような一生の補助は、まだ開発中で実験的段階にあ
り、食品医薬品局によって承認されていなかった。

【００１６】ＶＡＤには、５種類の主要な型式、ローラ
ーポンプ、遠心ポンプ、空気式デバイス、電気デバイス
及び直接機械的作動器がある。

【００１７】これらのデバイスは、仕様、適用及び持続
期間が異なる。ローラー及び遠心ポンプが心臓手術を患
う患者の短期（即ち、数時間）支援に承認されている。
これらのデバイスは、患者が安全に支援することができ
る時を厳しく制限する非拍動性血液流量を発生させる。
また、これらポンプは、正常に稼働していることを保証
し、周期的監視を形成するために、追加の医療要員を必
要とする。

【００１８】また、移植橋渡し、可能ならば長期心臓補
助は、移植できる軸性流量及び遠心ポンプによって達成
されてもよい。心臓ポンプ技術を追求する会社例は、Ｊ
ａｒｖｉｋ研究所と、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社と、３Ｍ株
式会社と、ＫｉｒｔｏｎＭｅｄｉｃａｌと、Ｍｉｃｒ
ｏｍｅｄ技術会社と、ＣａｒｄｉａｃＡｓｓｉｓｔ技
術会社とを含む

【００１９】高速ポンプは、最近国立航空宇宙局（ＮＡ
ＳＡ）と共同開発されたＭｉｃｒｏｍｅｄ社によって開
発された。この小型化されたＤｅＢａｋｅｙ／心室補助
デバイス（３０ｍｍｘ７６ｍｍ）は、既に市場に出てい
る携帯用心臓補助デバイスの寸法の略１／１０で作られ
て、たった９３グラムである。

【００２０】空気式デバイスは、臨床的使用のために承
認された最初のものであった。１９９７年１２月からＡ
ｂｉｏｍｅｄ社によって開発され製造されたＢＶＳ５０
００は、唯一の承認されている製品であり、可逆性心不
全の処置のために回復への橋渡しデバイスとして米国食
品医薬品局によって承認されている全循環系の補助を形
成することができる唯一のデバイスである。ＢＶＳ−５
０００（ＢＶＳ）は、心臓の休止、その作用の起動及び
回復を許容する、空気式体外両心室補助デバイスであ
る。しかしながら血液は、身体外で循環して、患者が移
動できない。米国でのＢＶＳの市場投入の会社の最初の
通年は１９９４年であった。

【００２１】Ｔｈｏｒａｔｅｃ製薬会社は、経皮的空気
式駆動ラインによって外部装置に接続された移植できる
空気式補助デバイスを開発した。このシステムも、心臓
移植への橋渡しとして食品医薬品局によって承認され
た。最終的に、電気式ＶＡＤは、移植できる制御器、二
次電池及び充電器（二次コイル）と完全に移植できる。
主要な電気式拍動性移植ポンプは、ＮｏｖａｃｏｒＮ
−１００（ＢａｘｔｅｒＨｅａｌｔｈｃａｒｅ社）、Ｈ
ｅａｒｔｍａｔｅ１０００ＮＥＬＶＡＳ（Ｔｈｅｒ
ｍｏＣａｒｄｉｏＳｙｓｔｅｍ社）及びペンシルベニ
ア州立大学のシステムである。

【００２２】１９９８年９月において、Ｂａｘｔｅｒ及
びＴｈｅｒｍｏＣａｒｄｉｏＳｙｓｔｅｍ社（ＴＣ
Ｓ）からの最初の２つの移動性移植できる左心室補助シ
ステム（ＬＶＡＳ）は米国で承認された。ＴＣＳの移植
できる電気式ＨｅａｒｔｍａｔｅＬＶＡＳは、１９９
４年から市場に出された。ヨーロッパでは、Ｂａｘｔｅ
ｒＮｏｖａｃｏｒＬＶＡＳは、１９９４年から商業
製品として承認されていた。これらのデバイスは、患者
が移植を待っている間、病院外で生活するのを許容する
ので、第１世代技術上に重大な進歩を提供した。Ｂａｘ
ｔｅｒＮｏｖａｃｏｒは、患者の腹部で移植されて、
心臓の左心室に接続される電気機械的ポンプである。こ
のシステムは、外部の携帯用電子制御器によって操作さ
れて、患者の代表的に腰回り、肩掛けベスト又は背中に
着込むバッテリパックによって給電される。ほぼ９００
人の患者は、世界中でＮｏｖａｃｏｒＬＶＡＳを受け
入れ、現在２人の患者がこれらのオリジナルデバイスで
３年以上の間支援されている。ヨーロッパにおいて、こ
のデバイスは、ＶＡＤ補助又は心臓移植を必要としない
範囲で、２０人以上の患者の心臓を回復するために手助
けした。

【００２３】直接機械的作動器は、Ｃａｒｄｉｏ技術会
社によって採用された異なる取組である。この会社は、
心臓の外側回りに配置された半月状デバイスを追求す
る。このデバイスは、血液流量を向上させるために外部
圧力を印加する。肥大心臓の寸法を減少させる仕様の幾
分類似したデバイスは、ＡｃｏｒｎＣａｒｄｉｏｖａ
ｓｃｕｌａｒ社によって開発中である。またＡｂｉｏｍ
ｅｄ社は、心室増加を形成するために心臓に巻回される
仕様の心臓増強システムの早期開発段階にある。

【００２４】３種の追加の外科的方法、１）動的心筋形
成術、２）部分的心室切開術又はＢａｔｉｓｔａ手術及
び３）経皮のトランス心筋脈管再生（ＰＴＭＲ）は、最
近、残存性心臓作用を改善するために、心臓の補助に代
わるものとして開発された。しかしながらこれらの方法
は議論の余地がある。

【００２５】動的心筋形成技術において、外科医は、心
拡張期間中に心臓を同期的に絞るために、衰弱した心臓
回りに患者の幾つかの骨格筋を巻きつけて再配置された
筋肉を刺激する。動的心筋形成術は、組織を激しく侵す
複雑な外科手順を伴う。またＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社は、
広背筋を用いたペースメーカ使用技術の臨床的研究にも
関係した。

【００２６】経皮のトランス心筋脈管再生（ＰＴＭＲ）
は、心臓筋肉への血液流量を改善するために、左心室に
約５０の小穴を開けることを伴う最近承認されたカテー
テル基準のレーザ手術である。レーザ手術は、血管形成
術又はバイパス手術の候補でない重症のアンギナを持つ
患者のために経済的移植の代わりを提供する。この取組
の基礎をなす精密機構は議論の余地がある。

【００２７】

【発明が解決しようとする課題】本発明の主要な目的
は、早期デバイスの欠点から解放され、特に障害心臓の
補助に有効であり、幾つかの場合で障害心臓の本来組識
の心臓作用を改善することができ得る、改善された心室
補助デバイスを提供することである。

【００２８】また、発明の目的は、障害心臓を補助する
改善された方法を提供することである。

【００２９】発明のまだ更なる目的は、早期システムの
欠点を回避することができ、形成された補助がより信頼
でき、補助された心臓上のエネルギ消耗が最小限にする
ことができる心室補助のための方法及び装置を提供する
ことである。

【００３０】

【課題を解決するための手段】これらの目的は、本発明
に従って、（ａ）３０ｍｌの最大容量を持つ膨張できる
心室内室を各々障害心臓の障害心室腔（左、右又は両
方）にその壁を通して挿入し、（ｂ）障害心臓の通常機
能と歩調して、各心拍によって各心室内室の膨張に影響
し、この膨張が障害心臓の各心室腔の出口弁の開口後或
は障害心臓の各心室腔壁の監視領域の検知された短縮の
後にのみ開始し、各心室腔の放出相の期間中続行し、従
って、心収縮相毎に心室内室の最大容量までの量各心室
腔からの放出量を増加させ、（ｃ）ステップ（ｂ）の各
心室内室の膨張の時間過程を制御して、各心室内室の挿
入前の心室壁短縮と比較して障害心臓の各心室壁の短縮
を減少させ、（ｄ）障害心臓の各出口弁の閉塞時に直ぐ
に各心室内室を減圧及び収縮させるステップを備えた心
室補助方法で達成される。

【００３１】本発明の方法は、更にステップ（ｂ）の各
心室内室の膨張期間中に心室壁運動を測定し、測定され
た心室壁運動を減少させるために、膨張中の心室内室の
外形を膨張過程で制御し、従って、各心室腔内の圧力の
増加及び心臓出力の増加を得るステップを備える。

【００３２】本発明によれば、心室壁短縮の少なくとも
１つのパラメータ及び心室出力の少なくと１つのパラメ
ータは、心収縮期間中及びこれらのパラメータの測定に
応答して実時間で或は心拍基線計算で選択的に測定する
ことができ、各心室間室のためにデザインされた形状が
決定され、心室間室の形状と膨張及び攣縮比とが所望形
状に対応するように制御される。

【００３３】監視できる壁短縮のパラメータは、本発明
の好ましい実施例において、心室直径、心室容量及び心
室壁歪み又は心室流量である。好ましくは、心室間室
は、コンピュータ制御される膨張を持つバルーンであ
り、片側の心室腔又は両方の心室腔に移植される。

【００３４】装置に関して、システムは、（ａ）３０ｍ
ｌの最大容量を持つ膨張できる心室内室を各々障害心臓
の障害心室腔（左、右又は両方）にそれの壁を通して挿
入し、（ｂ）障害心臓の通常機能と歩調して、各心拍に
よって心室内室の膨張に影響し、この膨張が障害心臓の
各心室腔の出口弁の開口後或は障害心臓の各心室腔の壁
の監視領域の検知された短縮の後にのみ開始し、各心室
腔の放出相の期間中続行し、従って、心収縮相毎に心室
内室の最大容量までの量各心室腔からの放出量を増加さ
せ、（ｃ）ステップ（ｂ）の各心室内室の膨張過程を制
御して、各心室内室の挿入前の心室壁短縮と比較して障
害心臓の各心室壁の短縮を減少させ、（ｄ）障害心臓の
各出口弁の閉塞時に直ぐに各々心室内室を減圧及び収縮
させるステップを備えることができる。

【００３５】この装置は、センサからの入力を受信し、
その出力で作動器を制御するコンピュータを持つことが
でき、このコンピュータは、各心拍（ｎ）毎に、（ａ）
ｎ拍動で心臓出力及び作業を評価し、（ｂ）ｎ拍動で評
価された心臓出力及び作業を所望の心臓出力と比較して
増幅ファクタ（Ａ_F）を決定し、（ｃ）操作者で決定さ
れる重畳関数（Ｗ（ｔ））を増幅ファクタ（Ａ_F）に乗
算して、帰還ループの強度を発生させ、（ｄ）心室壁短
縮（Ｓ_n（ｔ））を評価し、評価された壁短縮を所望の
壁短縮（Ｄｅｓ（ｔ））と比較して、差Ｅｒｒ_n（ｔ）
＝Ｄｅｓ（ｔ）−Ｓ_n（ｔ）を求め、（ｅ）膨張関数Ｅ
ＸＰ_n+1（ｔ）＝ＥＸＰ_n（ｔ）＋Ａ_F・Ｗ（ｔ）・Ｅｒ
ｒ_n（ｔ）を発生させ、（ｆ）膨張関数ＥＸＰ_n+1（ｔ）
＝ＥＸＰ_n（ｔ）＋Ａ_F・Ｗ（ｔ）・Ｅｒｒ_n（ｔ）によ
って次の拍動（ｎ＋１）での心室内室の膨張を制御する
ようにプログラムされている。

【００３６】有利には、コンピュータは、膨張の開始時
刻及び膨張作用を調整することによって膨張関数によっ
て次の拍動（ｎ＋１）で心室内室を制御するコンピュー
タである。

【００３７】増幅ファクタ（Ａ_F）は、各拍動で重畳関
数（Ｗ（ｔ））に乗算され、但し０≦Ｗ（ｔ）≦１、０
≦ｔ≦Ｔ及びｔ＝０が膨張の開始時刻であり、ｔ＝Ｔが
膨張の終了時刻である。

【００３８】コンピュータは、センサから入力を受信で
き、出力で作動器を制御することができ、このコンピュ
ータは、各心拍（ｎ）毎に、（ａ）ｎ拍動で心臓出力及
び作業を評価し、（ｂ）ｎ拍動で評価された心臓出力及
び作業を所望の心臓出力と比較して、追加入力に基づい
て部分的に壁伸張に起因しない増幅ファクタを決定し、
（ｃ）ｎ拍動で心室壁短縮（Ｓ_n（ｔ））を評価し、追
加入力の１つとして心室壁短縮を形成し、（ｄ）ステッ
プ（ｃ）の壁短縮の評価から可能な心室壁伸長を検知
し、それによって追加入力の他を形成し、心室壁伸長時
に警報を起動し、（ｆ）増幅ファクタ及び膨張の所望外
形から、心室内室の膨張の時間過程を決定し、（ｇ）膨
張関数によって次の拍動（ｎ＋１）での心室内室の膨張
制御の時間過程を示す膨張関数を発生させるようにプロ
グラムされている。

【００３９】出口弁の状態を検知する手段は、次の、心
室内及び大動脈圧又は心室内及び大動脈圧間の勾配を測
定する手段、心室の出口流量を測定するドップラ、超音
波又は電磁流量計、心室内室の容量を測定するための超
音波又は電気的インピーダンス手段、心室壁短縮を測定
するための歪みゲージ手段及び心音を検知する手段の少
なくとも１つを含むことができる。

【００４０】上記及び他の目的、特徴及び利点は、添付
図面を参照して次の記述から容易に明らかになる。

【００４１】

【実施例】図１には、障害心臓の左心室１０が示され、
これは、心室壁１１と、僧帽弁１２の入口と、出口即ち
大動脈弁１３とを備える。心室腔１４内には、作動器１
８から例えば矢印１６及び１７の方向で生理的液体流に
よって膨張及び収縮することができるバルーン１５の形
態の心室内室が形成される。一方心室外室は１９で示さ
れる。流体は、作動器１８で制御されるように、外室１
９から内室１５に前後に移動する。

【００４２】従って本発明のＶＡＤは、２つの室、心室
内室即ちバルーン（ＩＶＣ）及び心室外室１９からな
る。本発明のデバイスは、障害心臓の全機能を代替えす
るものではなく、単に追加の心臓出力を加えるのみで、
従って１分当たり約２．５リットルの低レベル自然心臓
出力を１分当たり２リットルまで増加させる。３０ｍリ
ットル／拍動以下の追加拍出量は、１分当たり約７０回
の心拍数で形成され、それ故、心室内室１５の容量が３
０ｍｌ以下にできる。

【００４３】ＶＡＤは、心室の心収縮機能を改善し、そ
れ故心臓の流体（血液）放出能力を改善する。改善され
た心収縮機能及び心収縮圧の増加は、心室壁に課された
負荷状態を変えることによって調停される。放出量の増
加は、左心室（ＬＶ）のＬＶ圧の増加と、心室内室（Ｉ
ＶＣ）膨張及び生理的心臓短縮の合同貢献とから得られ
る。このＶＡＤは、左心室の迅速な非活性化に起因し左
心室伸展性を増加させる早期拡張の間に迅速な心臓壁短
縮を課すことによって左心室充満（心拡張作用）を改善
する。

【００４４】デバイスは、心収縮期間中に１．６ワット
以下の外部作業を形成し、平均（心収縮期及び心拡張
期）電力が０．５ワット以下である。この結果、妥当な
電気機械的効率による熱及びエネルギ考慮から、操作の
示唆モードに基づくデバイスは、胸部の内側に移植さ
れ、移植されたバッテリ又は他の天然動力によってエネ
ルギ化することができる。

【００４５】要約すると、主要概念は、（ａ）心室内室
（ＩＶＣ）／バルーンの心室腔への挿入、（ｂ）デバイ
スの膨張及び収縮の適切なタイミングの制御、（ｃ）適
切な容量及び膨張／攣縮外形の制御、（ｄ）心収縮期間
中の心室作業を劣化させないで、そのエネルギ消費を増
加させないような方法での上記（ｂ）及び（ｃ）の形
成、（ｅ）追加された外部作業の殆どが血液で行う作業
に転換するような上記（ｂ）及び（ｃ）の形成、（ｆ）
心拡張期間中に心室伸展性及び冠状動脈の潅流を改善す
るような方法での（ｂ）及び（ｃ）の形成である。

【００４６】適切な起動の重要性および操作モードを理
解するために、生理的心臓の機械的機能の幾つかの短い
要約が必要とされる。

【００４７】心収縮機能

【００４８】１．通常心臓によって発生された外部電力
は、心収縮圧が１２０ｍｍＨｇであり、放出量が７０ｍ
ｌであり、心収縮期間が０．２秒である時に、心収縮期
間中に５．５ワットのみである。

【００４９】２．１２０ｍｍＨｇの心収縮圧に抗して放
出量を２０ｍｌ増加させるために、心収縮期間に必要な
電力が１．６ワットのみである。

【００５０】３．直接機械的心室補助でなされるように
筋肉短縮及び左心室圧縮は、アクチン−ミオシン・クロ
スブリッジ（Ｘｂｓ、筋肉の運動単位）によって発生さ
れた平均力を減少させる。

【００５１】４．心収縮（離心性作業）期間中の左心室
膨張が左心室機能を劣化させ、それで、小振動を行な
う。

【００５２】５．筋肉短縮の減少は、Ｘｂｓが強い力発
生状態にある時間を増加させ、力発生モータの効率周期
を増加させる。

【００５３】６．筋節（筋肉収縮素子）によるエネルギ
消費は、高活性化（遊離カルシウム水準）で短縮速度の
増加で増加する。

【００５４】心拡張機能

【００５５】７．（老年で５０％以上の）障害心臓の重
大数は、心拡張期不全即ち、左心室を充満させる不全を
患う。

【００５６】８．早期心拡張期での左心室伸展性の減
少、早期充満の減少は、筋肉拡張量（規定タンパク質か
らの弱められたカルシウム解離）の減少に部分的に帰す
る。

【００５７】９．等容性拡張期間中の筋肉短縮は、迅速
な力減少及び非活性化に起因し、結合カルシウムを減少
させ、筋肉（心室）伸展性を増加させる。

【００５８】１０．心室負荷状態特に前負荷（衰弱中）
の改善は、（例えば、僧帽弁交換後及び心室補助デバイ
スによる長期衰弱後の左心室改築）の通常機能の長期の
筋肉改築及び重大な復元に起因してもよい。

【００５９】生理的心臓の上記特徴は、心室内デバイス
の制御が電気活性、大動脈圧或は心音のみに頼ることが
できないが、心室機構即ち心室直径／容量又は壁歪みに
基づき、大動脈弁の開口及び閉塞タイミングに基づくべ
きであることを暗示することに注目せよ。

【００６０】このＶＡＤは、生物学的心臓機構の生理的
特徴を用いるようにデザインされる（特に項目＃３、
４、５、９、１０−上記）。

【００６１】１．本デバイスは、２つの室即ち、心室内
室（ＩＶＣ）及び心室外室からなる。心室内室の容量
は、３０ｍｌ以下である。

【００６２】２．このＶＡＤは、左心室圧力−容量ルー
プ（図３）を変えることによって、心収縮機能を改善
し、左心室で行なわれた外部作業を増加させる。それ
は、（ａ）左心室壁によって発生された圧力及び（ｂ）
放出容量を増加させる。

【００６３】３．心収縮圧の増加は、左心室壁（相Ｂ
Ｃ）に殆ど等容性養生を課して、左心室壁短縮を減少さ
せることによって達成される。

【００６４】４．放出量の増加は、（ａ）ＬＶ圧の増加
及び（ｂ）心室内室（ＩＶＣ）膨張及び左心室壁短縮の
合同貢献から得られる。

【００６５】５．上記は、大動脈弁の開口後にＩＶＣ膨
張を同期化することによって達成される。更に、最大効
果は、心室流量が最大である時に、もしＩＶＣ膨張量が
放出相の早期で最大であるならば、達成される（図４及
び１０を注目）。

【００６６】６．ＬＡ−ＶＡＤは、（ａ）左心室の迅速
な空っぽ化（図３の相ＣＤＡ）を形成して、左心室容量
を減少させ、（ｂ）早期拡張相（相ＣＤ）期間中に課さ
れた左心室壁短縮による左心室壁伸展性を増加させるこ
とによって、左心室の心拡張機能及び左心室充満を改善
する。

【００６７】７．ＩＶＣ収縮／圧縮は、大動脈弁の閉塞
後に開始すべきであるが、等容性拡張相の期間中になる
べく早く開始すべきである。

【００６８】８．左心室直径、心外膜の歪み又は心室容
量は、心室伸張（離心性作業）を回避するために、ＩＶ
Ｃ膨張の外形を調整するために監視される。

【００６９】平均外部電力（Ｐ）は、心臓出力（トＣ
Ｏ）を１分当たり０．５リットル増加させるために必要
であり、心収縮圧（Ｐ_sys）が約１２０ｍｍＨｇである
間に、０．１４ワットの機械電力のみである。よって、

【００７０】Ｐ＝１／４５６トＣＯＰ_sys （ワッ
ト）但し、Ｐ_sysが（ｍｍＨｇ）で測定され、トＣＯが（リ
ットル／分）で測定される。

【００７１】この結果、熱及びエネルギ考慮から、妥当
な電気機械的効率を有するデバイスが胸内に移植され、
移植されたバッテリによって給電することができる。

【００７２】図３において、障害心臓の圧力容量ループ
は、心室補助デバイスを持つものが濃いラインで、心室
補助デバイスなしが薄いラインで示される。ループは心
室で行なわれた作業を示し、補助デバイスが破線に示さ
れるように作動している時には、血液で行なわれた外部
作業の追加の増加がある。

【００７３】図４は、ＶＡＤの心室内室の膨張及び収縮
の時間過程を示す。また図４は、左心室圧、大動脈圧、
左心室壁運動の効果及び心室内室血液容量の変化を示
す。

【００７４】図２は、実用性の研究での心臓に関するセ
ットアップを示すが、少数のセンサが要求され得る以
外、障害心臓に応用された実施例に適用できる。心臓は
２０で示され、右心房がＲＡで、右心室がＲＶで、左心
室がＬＶでラベル付けされる。左心室は、コンピュータ
２６即ちモータ制御コンピュータによって操作されたモ
ータ制御器２５のステップモータ２４からトランスミッ
ション２３を経て駆動される注射器ポンプ２２によって
膨張及び収縮させられたＶＡＤ２１を含む。コンピュー
タ２７は、音響マイクロメータ（超音波結晶）２８、圧
力トランジューサ２９及び流量計３１からデータを分析
する。ポンプ２２の位置は、エンコーダ入力に供給され
て、ＶＡＤの膨張度を示す。データ収集システム３０
は、センサ及びトランジューサ入力をコンピュータ１に
サンプル化して供給するために使用される。

【００７５】従って、心室内室の膨張外形を制御するた
めの可能なアルゴリズムは、図５及び６に示される。特
に図５は、膨張期間中の外形が心室壁短縮の特性に基づ
く、心室内室膨張の調節の自動モードのためのフローチ
ャートを示す。

【００７６】図６は、心室壁機能が劣化しないような連
続制御と関連して、外形が手動で決定される膨張を調整
するためのフローチャートである。

【００７７】それ故、心臓出力を増加させるための全体
のアルゴリズムは、心室腔容量の制御のみに基づかない
が、心室腔圧力の制御及びＩＶＣの膨張及び攣縮比並び
に形状に基づく。

【００７８】デバイスは、持続された上昇圧を発生させ
る心室壁能力を改善することが目的である。心室内室膨
張は、心室外に血液を押し出すのみでなくて、心室壁に
よって持続された心室腔の内側で発生された圧力を制御
することを目指す。心室から放出された血液量を増加さ
せるためには、心臓流出が心室圧及び末梢循環系インピ
ーダンスによって決定されるので、循環系の所定インピ
ーダンスで心室腔内の圧力を増加させることが必要であ
る。心室壁が発生できる最大圧は、心室が短くならない
時に得られる。心室壁短縮は、力−速度相関として示さ
れた現象に主に関連する発生された圧力を減少させる。
それ故、ＩＶＣ膨張は、心室壁ストレス及び発生された
心室圧の増加を許容する心室壁短縮を減少させるために
使用される。この結果、心室内室の容量膨張は、一部が
障害心室壁短縮を補償するために使用されるが、残りが
心室流出に追加される。

【００７９】しかしながら、ＩＶＣ膨張は心室壁伸張に
起因しないように制限されている。電気的刺激前或は攣
縮（離心性作業）期間中の筋肉の伸張は、筋肉の細胞骨
格を損傷させ、筋肉の力発生能力を徐々に劣化に導き、
その静止力即ち硬直を増加させる細胞死（細胞消滅）に
至る。この結果、ＩＶＣ膨張の不適当な制御は、心収縮
期間中の発生された圧力の減少及び心拡張期間中の心室
の弱められた充満に至る。

【００８０】最大限に発生された圧力を達成するために
は、心室短縮が最小化されるように、心室内デバイスの
膨張が制御される。これは、心室壁運動の測定値が心室
内デバイス制御器に帰還された時に実時間で或は心拍基
線調節によって実行することができる（図５及び６を参
照）。心拍基線調節において、心室短縮のパラメータ
は、増幅ファクタ（Ａ_F、図５）との乗算後にＩＶＣ制
御器に帰還される。これは心室壁短縮を減少させる。

【００８１】しかしながら、正確な効果は、心室壁機能
が複雑（非線形）であるので、時間変化及び空間的不均
質を予測することができない。それ故、アルゴリズム
は、心室壁短縮を徐々に減少させるが、追加された流出
がＩＶＣ（図５）によって形成される間に、より高い心
室腔圧を許容する連続的な繰り返しに基づく。次の拍動
間に得られた測定パラメータは、（負帰還及び増幅／減
衰後に）再び供給され、ＩＶＣ膨張の第１の近似外形を
修正するために使用される。数回のくり返し（１０回以
下或は操作の開始から１０秒）後に、ＩＶＣ膨張の所望
外形が達成される。

【００８２】この方法は、（心臓に課された負荷状態を
変える）身体活性及び種々の心拍数で、その長期操作期
間中に略実時間でＩＶＣ作用の連続変形を許容する。

【００８３】心拍基線適合制御は、（２〜３回内での拍
動修正で）十分早く高周波振動を防止するので、実時間
法に亘って操作の好ましいモードである。ＩＶＣ膨張が
単一拍動内で決定される実時間法は、心室壁機能を劣化
させる膨張速度に起因するで波動の危険を伴う。（心室
壁は、負荷状態の振動又は励起に敏感である）。

【００８４】略実際に予想された操作において、ＩＶＣ
は、上記に定義されるように最大電力で操作されない
が、心室短縮を部分的にのみ減少させる。目的は、生命
品質の相当な改善を許容する最小限必要とされた恒久作
業（動作）を加えることである。通常、心臓出力が約
３．５リットル／分／ｍ²であるが、１．８リットル／
分／ｍ²以下の心臓出力が生命と両立せず、臓器への低
潅流及び死亡の原因となることに注目せよ。（大動脈バ
ルーンが０．５リットル／分以下の追加血流を形成し、
術後性心臓ショックの殆どの場合（８５％）に十分な補
助を形成する）。同様に、本デバイスは、追加の１リッ
トル／分即ち１拍動につき１０〜１５ｍｌを供給すべき
であると規定される。フル電力下では、心室のエネルギ
消費が最大（心臓の最大のエネルギ消費が等容性攣縮に
ある）であり、デバイスのエネルギ消費も増加するの
で、フル電力で動作させるのを望まない。それ故、ＩＶ
Ｃ膨張の正確な大きさは、所望の心臓出力によって決定
される。

【００８５】制御下にあるＩＶＣ膨張のパラメータは、ａ．膨張の開始時刻、ｂ．膨張速度（膨張の初期速度及び終期速度）、ｃ．最大容量、ｄ．膨張の終端時刻である。

【００８６】膨張の開始時刻膨張の開始時刻は、心室壁の監視された部位の重大な心
室壁短縮の開始時刻によって定義される。均質心室壁の
ために、開始時刻は、心室出口弁の開口によって決定さ
れる。（心筋の部位が壊死して線維組識と置換された）
心室動脈瘤の場合のような不均質心室壁構造のために、
膨張の開始時刻は、保存された心筋層（心臓の壁組識）
の性能によって決定されてもよい。

【００８７】心室攣縮及び圧力発生は、心室壁の動脈瘤
（線維）部位の隆起及び保存された心筋層の短縮に起因
する。保存された心筋層は、大動脈弁が閉じて心臓の血
液が放出されない間に動脈瘤壁上で作業を行なう。この
場合、ＩＶＣは、動脈瘤壁の拡張及び隆起を補償するた
めに、心室出口弁の開口前で拡大することができる。こ
れを可能とするために、膨張の開始時刻は、心室の保存
された機能領域（関心領域）の短縮を監視することによ
って決定され、デバイスのセンサの幾つかが関心領域に
配置される。（これらセンサが後述される）。それ故、
開始時刻は、出口弁の開口時の全般パラメータによっ
て、部位パラメータによって決定されてもよい。

【００８８】膨張速度及び膨張の時間過程は、図５で定
義されるアルゴリズムによって明白に決定されてもよ
い。しかしながら、増幅ファクタ（Ａ_F）を定数でなく
時間関数（Ａ_F（ｔ））となすことによって膨張の時間
過程の変調を許容する幾つかの柔軟性がある。増幅ファ
クタ（Ａ_F）は、各くり返し（拍動）で経験的観察（後
述）に基づいて操作者によって決定される重畳関数（Ｗ
（ｔ））と乗算され、膨張時間内の帰還ループの大きさ
の変化を許容する。（０≦Ｗ（ｔ）≦１、但し、ｔは、
膨張の開始時刻（０）及び膨張の終端時刻（ｔ）間で変
化する、０≦ｔ≦Ｔ）。操作のデフォルトモードは、定
数の重畳関数を持っている（Ｗ（ｔ）＝１）。しかしな
がら、重畳関数は、以下の観念に基づくＩＶＣ膨張の最
適化を許容する。通常及び障害心室からの血液放出量
は、心室出口弁の開口直後の、放出相の初期相で最大で
ある。この結果、心臓出力への心室壁の主要な貢献は、
放出の早期相で得られる。膨張の早期相でのより高い増
幅ファクタは、心臓出力への心室壁短縮の貢献を減少さ
せるが、心室腔圧を増加させる。膨張の終端相でのより
高い増幅ファクタは、心室壁がより長期間に圧力を持続
するのを許容することによって、放出相の存続期間の伸
長を許容する。

【００８９】それ故、重畳関数は、心臓出力への心室壁
の貢献、最大心室腔圧及び放出相の存続期間の調節を許
容する。

【００９０】膨張の早期相での帰還係数の大きさが高く
なればなる程、心室壁短縮の心臓出力への貢献が低くな
る。

【００９１】更に、重畳関数は、患者から本デバイスを
外すために使用されてもよい。放出早期相での帰還ルー
プの大きさを減少させることは、即ちＩＶＣ膨張（Ｗ
（ｔ）＝０、ｔは０に近づく）の早期相での重畳関数の
減少は、心臓出力に対する心室壁短縮の貢献度を増加さ
せる。重畳関数は、障害心臓の作業の変調を許容して、
障害心臓が通常負荷状態に漸進的に適応するのを許容す
る。補助デバイスが作動している時には、障害心臓直径
の漸減があることが予想される。それ故、デバイスが心
臓直径の漸減及び殆ど正常な心臓出力を発生させるその
能力の漸進的回復を許容することは、予想される。それ
故、デバイスは、『回復への橋渡し』として使用するこ
とができ、数ヶ月後に、心臓移植手術の必要性なしにデ
バイスを外すことが可能である。その場合、心臓は、デ
バイスによって一般的負荷状態に徐々に順応させ、デバ
イスの補助を徐々に減衰させるべきである。

【００９２】心室内室の膨張容量は、所望の心臓出力が
達成するまで或は他の限定最大値が達成されるまで増加
される。その限定最大値は、心室壁の伸張の開始である
ことができる。バルーンの合計容量は、前述されるよう
に一定である。

【００９３】心室内室の膨張の終了は、監視領域での心
室短縮の停止又は心室出口弁の閉塞によって決定するこ
とができる。両者は適切なセンサによって決定される。

【００９４】アルゴリズムは、操作者の介入を許容す
る。図５又は図６のアルゴリズムは、心室内室（ＩＶ
Ｃ）の膨張相期間中に心室伸張を防止するために、心室
運動の少なくとも１つのパラメータを監視し、心室伸張
が心拡張期の再充満相の期間中にのみ許容され、壁伸張
の防止がＩＶＣ膨張（図５）を調整する同じアルゴリズ
によって実行される。

【００９５】壁伸張が検知された途端、反転作用がＩＶ
Ｃ膨張の末端作用に追加されて、連続拍動が除去され
る。（図５及び７も参照）。本デバイスは、最大電力に
達しない状態で動作し、従って幾つかの壁短縮が常に留
まるように、壁伸張が現れ得る心室壁運動の上限から程
遠い。これは、心室壁への損傷を減少させる可能性及び
安全性を保証する。

【００９６】図６のアルゴリズムにおいて、操作者は、
ＩＶＣ膨張の正確な作用即ち関数を決定することができ
る。その関数は、多項式関数を含む指数関数、ランプ関
数、一定速度又は他の膨張関数であってもよい。それ
故、操作者は外形を決定するが、その大きさが心室壁短
縮の心拍基線分析に基づいて決定される。もしＩＶＣ膨
張が心室壁伸張に起因しないで、検知できる心室壁短縮
がまだあるならば、増幅ファクタは、心拍基線の基準で
大いに増加される。くり返しは、所望の心臓出力が達成
されるまで、即ちＩＶＣ寸法の更なる増加が心室壁伸張
に起因し得る点に心室壁短縮が減少するまで、繰り返さ
れる。

【００９７】心室壁伸張は、警報を起動することがで
き、次の拍動での増幅ファクタ（Ａ_F）が暫定値に減少
され、即ち操作が安全に続行できる所定百分率で減少さ
せられる。この実施例におけるＩＶＣ膨張の終了は、操
作者によって設定された時間の早期及び心室出口弁の閉
塞で決定される。

【００９８】本発明によれば、ＩＶＣの収縮相は、圧力
が心室壁で発生される間に心室壁短縮が最大であるよう
に、制御される。圧力発生中の迅速な壁短縮は、心筋の
迅速な非活性化及び増加した心室伸展性に導かれる。Ｉ
ＶＣ攣縮は、冠状動脈の流量を改善する心室入口弁の開
口、より速い心室再充満及び心筋内圧力（ＩＭＰ）のよ
り速い減圧を促進する。

【００９９】ＩＶＣ攣縮のパラメータは、攣縮の開始時
刻、攣縮速度及び合計容量である。ＩＶＣ攣縮の開始時
刻は、放出の終了を反映する心室出口弁の閉塞検知によ
って起動される。早期攣縮は、拡張相で後者を発生する
攣縮が壁拡張の速度に影響しない（心室伸展性の増加）
間に、心臓出力を減少させる。これは、前に述べた測定
に基づいて実時間で実行される。

【０１００】ＩＶＣ攣縮の上下限速度がある。攣縮の実
速度は、ＩＶＣ攣縮速度が心筋非活性化に起因すること
に有効であるべきであるように、上限速度近傍にあるべ
きである。

【０１０１】非活性化の最大速度は、心室壁短縮が心筋
短縮の最大速度に近い時に達成される。（心臓短縮の最
大速度は、１秒当たり約６筋肉長であり、心臓運動単位
（交差架橋）の固有特性によって制限される）。筋肉短
縮の最大速度は、筋肉が無負荷（零点負荷に抗する短
縮）の時に達成される。

【０１０２】短縮のより速い速度は、筋肉の起状にのみ
起因する。それ故、迅速な攣縮を形成する最も単純な方
法は、ＩＶＣを略ゼロの胸内圧力に曝すことである。高
心室腔圧（６０ｍｍＨｇ以上）は、ＩＶＣを追加の外部
電源の必要性なし（消極的攣縮）で圧縮させる。積極的
攣縮は、狭い連結管システムの故に、心室内室から心室
外室への流体（ガス）の流れに重大な抵抗力がある時に
のみ必要とされる。

【０１０３】ＩＶＣ攣縮のより低い速度は、心拡張周期
の存続期間によって制限されている。攣縮は、心臓の次
の拍動前に終了するべきである。より低い速度は、心拍
数によって決定される。

【０１０４】攣縮の合計容量は、ＩＶＣが反復循環モー
ドで作動するように、膨張容量と等しいように制御され
る。

【０１０５】迅速な短縮が心室壁完全性を損傷させるど
んな証拠もないので、攣縮の外形の激しい制御も必要と
されないことに注目せよ。この結果、攣縮の外形は、時
間のＳ状作用（加速、攣縮の一定速度、減速）としてで
きるだけ単純にすることができる。

【０１０６】膨張及び攣縮の開始時刻の検知は、図２に
示される装置を介して、心室出口弁が開口又は閉塞する
かの決定を許容する心臓機構の少なくとも１つの次のデ
ータ収集を用いることによって実時間（１ミリ秒の応答
時間）で実行される。

【０１０７】これらデータは、ａ．心室内圧及び大動脈圧又はこれら２つ間の勾配、ｂ．超音波又は電磁流量計のような流量計或はドップラ
ー効果を用いることによって測定することができる心室
出口流量、ｃ．超音波又は電気インピーダンス測定（インピーダン
スカテーテル）による心室内室容量、ｄ．例えば超音波音響結晶による心室直径、ｅ．歪みゲージによる心室壁短縮、ｆ．出口弁の開口及び閉塞を反映する心臓弁音である。
心筋層（ＥＣＧ）の電気活性が使用されてもよいことに
注目せよ。しかしながら、この電気活性は心臓機構の正
確な時間過程を決定する精緻手段と考慮されない。

【０１０８】膨張の開始時刻の検知は、心収縮中に隆起
し得る傷跡組織すなわち心室瘤の場合のように心臓壁の
不均質がある時に、心室出口弁の開口に先行することが
できる。その場合、ＩＶＣ作用は、保存された機能的心
室壁（心筋層）の機械的作用に基づいて最適化すること
ができる。この結果、攣縮のタイミング及び外形も、心
室直径即ち心室壁上の解剖学的点（標識）間の距離、例
えば超音波音響結晶間の距離又は歪みゲージによる心室
壁短縮の局所測定値のような、局所機械的パラメータに
基づいて決定される。

【０１０９】ＩＶＣは、流体の流動ガスで満たされても
よいが、生理溶液を用いることが推薦される。流体は、
流量が心室内外室で１００ｍｌ以下で小さく、流れに消
費される運動エネルギがかなり小さいので、生理溶液を
用いることが可能である。本デバイスは、心室内外室が
空気式システム（大動脈内バルーン、空気式補助デバイ
ス）と異なり、極近傍（数ｃｍ）にあるように、心臓近
くに移植される。機械的な時間遅延は、ミリ秒のオーダ
ーである。生理溶液を用いる利点は、安全性であり、Ｉ
ＶＣからの生理溶液の漏洩は、他の空気式デバイス（大
動脈のバルーン、空気式ＶＡＤ）におけるガスが血液に
漏洩するのと対比して、患者にどんな害も与えない。他
の利点は、バルーン膨張及び攣縮外形を滑らかにするこ
とにある。（ガスと違って）流体の質量及び粘性は、シ
ステムの高速励起を減衰させる。運動励起は、容量励起
（振動）が圧力を発生させる心室壁能力を劣化させるの
で、非常に危険である。

【０１１０】心室内室に接続されたコンピュータ制御ポ
ンプは、注射器型式を使用することができ、但し注射器
のピストンの位置がコンピュータ制御され或いはコンピ
ュータ制御べローズ（空気式又は水圧式）或は柔軟な隔
膜によって制御される。

【０１１１】ポンプモータのための駆動モータは、種々
の型式を持ってもよいが、熱消費を減少させて移植を許
容するために、４００ｍｍ／秒台の線形運動の高速操作
を許容しながら、低エネルギ消費及び高効率を持つべき
である。モータは、どんな電気モータ例えば直流リニア
モータまたはボイスコイルであることができる。また、
モータは、人間または動物源（ブタ）から移植した心臓
であることができる。移植された心臓が元の障害心臓を
補助するが置換しないモータとして使用されるこの心臓
移植モードの利点は、モータが非常に有効で経済的であ
り、制御及び励起ユニットを除いて電源が必要でなく、
移植心臓の拒否問題を除いて、元の心臓が摘出されず常
にその場に留まり、手術手順が正規の心臓移植に比較し
てより単純であることである。

【０１１２】心室外室は、移植心臓の入口又は出口弁オ
リフィスを通して移植心臓に挿入される。移植心臓は、
冠状動脈血行が患者の動脈の１つに接続され、心筋層の
静脈に流出される右心耳が患者の静脈の１つに接続され
る。システムは、正規の心臓移植と比較して必要（拒否
反応）の場合に繰り返すことができる。

【０１１３】また作動器は、心室外室に巻き付けられた
患者自身の骨格筋であることができる。

【０１１４】心室内室は、種々の型式及び形状を持って
もよく、（大動脈内バルーンに類似して）バルーンの表
面積が膨張及び攣縮中に一定であるが、膨張時に拡大及
び伸張する弾性バルーン又は収縮時につぶれる圧縮バル
ーンであってもよい。それは、心室腔の形状に似せ、心
室腔の内側の組識細胞（乳頭筋に小葉様弁膜を接続する
小柱筋肉繊維又は尿道索腱）に干渉しない１つの素子又
は幾つかの素子を含んでもよい。しかしながら、障害心
臓の容量が２００〜３００ｍｌ台で幾分大きく、一方バ
ルーンの最大実容量が約３０ｍｌであって、心室腔の内
側にＩＶＣが浮遊するのに十分な空間があるので、ＩＶ
Ｃの形状問題が余り重要でないことに注目せよ。

【０１１５】

【発明の効果】１．本発明の主要な利点は、本デバイス
は攣縮の生理的細胞内制御に基づいて、生理的心臓作用
の最適化を許容する。心臓の残存性機械的活性は、必要
な追加外部作業が最小化（即ち、より小型デバイス、最
小エネルギ消費）になるように用いられる。

【０１１６】２．それは、心室内室のより小さい表面
積、即ちより小型デバイス、最小エネルギ消費の故に、
より小さい力（直接の機械的心室の作動としての類似デ
バイスに必要な力の約１／１０）を発生させる。

【０１１７】３．それは、障害心臓の心収縮及び心拡張
機能を改善する。

【０１１８】４．（血栓合併症を起こさない）生物学的
弁を用いるので人工弁を必要としない。

【０１１９】５．それは、血液と接触する小表面積を持
ち、血液が（より少ない血栓合併症）ポンプを通して推
進されない。

【０１２０】本発明の方法の結果は、１．ＩＶＣ膨張及び心臓壁短縮の合同効果による心臓出
力の増加、

【０１２１】２．デバイスが心臓の短縮を減少させ、付
随物が生理的心臓能力を減少させて圧力を発生させるの
で、主に大動脈圧の増加、

【０１２２】３．改善された心臓出力及び減少された前
負荷による拡張終期の容量の減少、

【０１２３】４．図４に示される（心拡張中に短縮を含
む）発生された外部作業の増加及び拡張終期の容量の減
少による心臓のエネルギ消費の減少及び心臓効率の増
加、

【０１２４】５．エネルギ消費の減少及び拡張終期の容
量の減少による心室寸法の漸減及び心室３Ｄ形状の遅い
再構築である。これは、移植への橋渡しとしてのみでな
く、回復への橋渡しとしてデバイスを用いる基礎を形成
してもよい。しかしながら、これは臨床上実証すること
ができるのみである。

【０１２５】ＩＶＣは、左の胸部切除術によって心室を
露出した後に心室壁を通して心室腔に移植される。デバ
イスは、心不全が左心室短縮の均質減少に起因する心筋
症又は他の病気の拡張による時に、心尖を通して導入さ
れる。もし区分された不均質があるならば、他の位置
は、動脈瘤切除術或は機能不全区分の部分的心室切開術
と合同しても考慮されてもよい。

【０１２６】通常、ＩＶＣは、容易なアクセスを許容
し、乳頭筋、心室弁装置或は心臓の循環即ち血管システ
ムに干渉しない壁のどんな部位でも左心室に移植するこ
とができる。それ故、手術手順は、殆ど最小で組織を侵
し、臨床で広範囲に使用される。勿論、心尖を通すデバ
イスの埋込は受け入れ難い。心室から抜くために使用さ
れる套管の殆どは、心尖を通して導入される。

【０１２７】代表的確認セットアップは図２に示され
る。ブタ試料への本発明の応用例は、以下に与えられ
る。

【０１２８】ブタの麻酔は、パンクロニウム（０．２ｍ
ｇ／ｋｇ／時間）を有するフェンタニル（Beatryl、１
０ｍｇ／ｋｇ／時間）によって維持される。２つのMill
arsトランジューサ（圧力トランジューサ）が使用さ
れ、１つがＬＶ腔に挿入され、第２が大動脈弓に配置さ
れる。実用性の研究のために、これらトランジューサ
は、主要動脈を通して経皮的に挿入される。しかしなが
ら、最後のデバイスは、ＩＶＣ上に取付けられた圧力計
を含む。

【０１２９】研究中では心臓は、中央胸骨切開術及び心
膜切開術によって露出される。しかしながら最後のデバ
イスは、心尖のみを露出する左開胸術によって移植され
て、最小組織侵入手順によって心室腔に導入される。

【０１３０】心室内室（ＩＶＣ）は、心尖を介して左心
室腔に移植されて、直径８ｍｍの管状物を経て心室外室
に或は実用性の研究中では注射器（図２）に接続され
る。心室内室（ＩＶＣ）は、動物実験研究中ではシリコ
ンで作られるが、ヒトの応用例のためのデバイスでは大
動脈内バルーンのポリウレタンのような血液生物適合材
料で作られる。

【０１３１】注射器のピストンは、外部モータによって
保持される。モータ（実用性の研究ではPacific scient
ific製のステップモータ及び制御器が使用された）は、
心室内室（ＩＶＣ）の容量変化の負担を許容する。ＩＶ
Ｃ容量変化の概要即ち、ピストン変位（膨張及び収縮速
度、存続期間、最大容量）は、プログラムできるモータ
によって決定される。これらのパラメータは、連続した
拍動の間でモータ制御器に入力される。それ故、コンピ
ュータ制御システムは、異なる容量変化の負担及び容量
変化の種々の外形を許容する。これに対して、膨張及び
収縮の開始時刻は、実時間プログラム（実用性の研究中
ではＬａｂＶｉｅｗが現在使われる）によって実時間で
決定される。課された容量変化のタイミングは、図４に
示されるように、攣縮の放出相と同期させられる。図８
は、心臓流出即ち大動脈（大動脈流）への血液放出速度
の制御されたＩＶＣ容量変化（第２列）及び発生された
圧力（トップの列）の効果を提供する。デバイスの作用
は、ＩＶＣが通常心室作用を混乱させるか否かを検査す
るためにＩＶＣが１周期にのみ活性された単一拍動介入
毎に及び延長された連続操作毎に示される。振動を回避
するために実時間帰還ループが使用されない。しかしな
がら、容量変化の外形は、得られた圧力、流量及び左心
室直径変化に基づいて、連続的に評価される。容量変化
（速度、加速度）のパラメータは、連続適合制御下にあ
る。

【０１３２】オクルダー３２（図２）は、実用性の研究
中でのみ上行大動脈の回りに配置される。これは、心臓
によって発生することができる最大圧力、心臓の性能の
評価を許容する。

【０１３３】ＬＶ直径は、ＬＶ壁に移植された音響マイ
クロメータ２８（図２）（ＴｒｉｔｏｎＴｅｃｈ社
は、モデル２００−１０００）によって測定される。音
響マイクロメータは、実用性の研究中では精密に心室直
径を測定するために使用される。音響マイクロメータ
は、ＬＶ容量の評価のために使用される直交３次元格子
（前大腿部−後部、中隔−側部および心尖基準）を形成
する。最後のデバイスは、心室容量の測定を許容するＩ
ＶＣ上のコンダクタンス電極を含む。このパラメータ
は、伸張が心室壁『離心性作業』に課されない確認を許
容する追加の重要な情報を形成する。

【０１３４】流量計３１（図２）は、放出の開始及び終
了時刻を監視するために、心臓出力上のデバイスの効果
を数量化するために、大動脈の流量を記録するために、
大動脈弓の回りに配置される。

【０１３５】放出相の開始及び大動脈弁の閉塞は実用性
の研究中で、１．心室内圧及び大動脈圧間の相関分析から、２．音響結晶又はコンダクタンスカテーテルによって測
定された左心室直径変化から、３．大動脈の流量から及び多分心音を監視することから
検知される。

【０１３６】これら総ての測定は、実用性の研究中では
起動タイミングの正確な決定のための更なる情報を加え
る。しかしながら、これらの方法の１つのみが最終デバ
イスに十分である。ここで提供された結果（図８〜１
０）は、大動脈圧から心室圧を単純に引き算することか
ら誘導されるトリガ信号に基づく。最後のデバイスにお
いて、これらセンサ、即ち圧変換器、音響マイクロメー
タ（距離）、ドップラー測定（流量）及びコンダクタン
ス（容量）はＩＶＣに取付けられる。

【０１３７】６つの実験的研究は、提案された方法を検
証するために生後３ヶ月のブタ（約３２Ｋｇの本体重
量）を用いて実施され、結果は満足を与えた。単一拍動
操作モード毎及び連続操作モード中のピーク大動脈流
量、心室圧及び大動脈圧（図８）の著しい増加に注目せ
よ。研究では８ｍｌの小容量変化のみを用いたが、心臓
出力の重大な増加が観察される。ピーク大動脈流量が約
３０パーセント分増加し、拍出量が１拍動につき６ｍｌ
増加し、即ち、２．５リットル／分の心臓出力を有する
ブタで、１分当たり０．５リットル以上増加している。

【０１３８】更に障害ブタ心臓による我々の最近の研究
では、更に強力な効果、１．５〜２．３リットル／分か
らの障害心臓の心臓出力で殆ど正常な心臓出力範囲への
増加（約５０％）を論証した。

【０１３９】図９は、通常（青）及び補助（赤）拍動の
間に心臓によって行なわれる作業を表現する。圧力−容
量ループ内の領域は、発生された外部作業を示す。補助
された拍動（１３７に対する１５４ｍｍＨｇ）中のピー
ク心収縮圧の増加及び放出された容量（３０に対する３
５ｍｌ）の増加に注目せよ。外部作業のこの増加は、補
助デバイス（項目３第３．３）によって行なわれた追加
作業による。

【０１４０】心臓血流機構上の提案されたデバイスの効
果は、補助循環中の測定が通常攣縮中の測定でかぶせら
れた図１０でも提供される。大動脈の流量（第２トレー
ス）の重大な増加及び大動脈圧の増加に注目せよ。

【図面の簡単な説明】

【図１】障害心臓の左心室中の心室補助デバイスの使用
を説明する図である。

【図２】ブタに適用された発明の実行可能研究で使用さ
れた装置である。

【図３】本発明の心室補助デバイスで障害心臓の圧力−
容量ループを説明する圧力／容量グラフ図である。

【図４】心室内室の膨張及び収縮の時間過程を示す図で
ある。

【図５】心室壁短縮の特性に基づく心室内室の膨張の自
動調節のための１つのアルゴリズムのフローチャートで
ある。

【図６】操作の半自動モードのための類似フローチャー
トである。

【図７】本発明の操作を説明する図である。

【図８】心室内デバイスの課された容量変化からの結果
を示す。

【図９】通常及び補助された拍動の期間中に外部作業を
説明する図である。

【図１０】通常及び補助された拍動の期間中に心室圧、
大動脈圧、大動脈の流量及び心室直径を説明する１組の
図である。

【符号の説明】

１０障害心臓の左心室１１心室壁１２僧帽弁１３大動脈弁１４心室腔１５心室内室１８作動器１９心室外室

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 501084857 ＳｃｉｅｎｃｅＰａｒｋ−Ｔｅｃｈｎｉｏｎ，Ｎｅｓｈｅｒ，Ｎｅｓｈｅｒ 36601，Ｉｓｒａｅｌ.

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】（ａ）３０ｍｌの最大容量を持つ膨張でき
る心室内室を障害心臓の少なくとも１つの障害心室腔に
その壁を通して挿入し、（ｂ）前記障害心臓の通常機能と歩調して、各心拍によ
って前記心室内室の膨張に影響し、この膨張が障害心臓
の各心室腔の出口弁の開口後或は障害心臓の各心室腔の
壁の監視領域の検知された短縮後にのみ開始され、各心
室腔の放出相の期間中続行し、従って、心収縮相毎に心
室内室の最大容量までの量各心室腔からの放出量を増加
させ、（ｃ）ステップ（ｂ）の各前記心室内室の膨張過程を制
御して短縮を減少させ、同時に各心室内室の挿入前の心
室壁短縮と比較して障害心臓の各監視された心室壁領域
の伸張を防止し、（ｄ）障害心臓の各前記出口弁の閉塞時に直ぐに各前記
心室内室を減圧及び収縮させるステップを備えた心室の
補助方法。
【請求項２】前記ステップ（ｂ）の各心室内室の膨張及
び心収縮期間中の心室壁運動のパラメータと、全般の心
臓作用のパラメータとを測定し、それの膨張過程で膨張中の心室内室の外形を制御し印加
して、測定された心室壁運動を減少させ、従って各心室
腔内の圧力増加及び心臓出力増加を得るステップを更に
備えた請求項１に記載の方法。
【請求項３】前記心室壁短縮の少なくとも１つのパラメ
ータ及び心収縮期間中の心室出力の少なくとも１つのパ
ラメータを監視し、実時間或は心拍基線計算で選択的に前記心室壁短縮及び
心臓出力の前記パラメータの測定に応答して、その膨張
期間中の各前記心室内室の所望形状を決定し、前記所望形状に対応するように、ステップ（ｂ）期間中
の各心室内室の攣縮速度及び膨張速度及び形状を制御す
るステップを更に備えた請求項１に記載の方法。
【請求項４】前記パラメータは、心室直径である請求項
３に記載の方法。
【請求項５】前記パラメータは、心室容量である請求項
３に記載の方法。
【請求項６】前記パラメータは、心室壁歪みである請求
項３に記載の方法。
【請求項７】前記パラメータは、心室流量である請求項
３に記載の方法。
【請求項８】各前記心室内室はバルーンであり、各前記
心室内室の膨張は、生理溶液を有する各バルーンの流体
膨張によって達成される請求項３に記載の方法。
【請求項９】前記バルーンは、乳頭筋及び心室弁装置又
は心臓循環又は導通システムに干渉しないで、障害心室
腔にそれの心尖を通して或は各壁の他のアクセスに余裕
がある部位を経て移植される請求項８に記載の方法。
【請求項１０】障害心臓の心室腔にそれの壁を通して挿
入できる３０ｍｌの最大容量を持つ膨張できる心室内室
と、前記心室内室に接続されたコンピュータ制御作動器を含
み、前記障害心臓の通常機能と歩調して前記心室内室の
膨張及び攣縮を達成し、障害心臓の各心室腔の出口弁の
開口後或は障害心臓の各心室腔壁の監視領域の検知され
た短縮後にのみ開始し、各心室腔の放出相の期間中続行
し、従って心収縮相毎に心室内室の最大容量までの分各
心室腔からの放出量を増加させる手段と、前記コンピュータ制御作動器に接続されて、前記心室内
室の未膨張時の壁短縮との比較によって心室壁短縮を減
少させるように前記心室内室の膨張過程を制御するため
の前記障害心室の壁短縮の少なくとも１つのセンサとを
備えた心室の補助装置。
【請求項１１】前記コンピュータ制御作動器を含む前記
手段は、心室壁短縮及び心臓出力のパラメータを監視する手段
と、帰還増幅ファクタを用いて所望及び評価された心臓出力
間の差に基づいて、前記心室内室の膨張関数を訂正する
手段とを含む請求項９に記載の装置。
【請求項１２】前記センサから入力を受信し、出力で前
記作動器を制御するコンピュータを更に備え、前記コンピュータは、各心拍（ｎ）毎に、（ａ）ｎ拍動で心臓出力及び作業を評価し、（ｂ）ｎ拍動で評価された心臓出力及び作業を所望の心
臓出力と比較して、心室内室の膨張関数が所望の心臓出
力を達成するために訂正される速度を決定する帰還ルー
プの利得を構成する増幅ファクタ（Ａ_F）を決定し、（ｃ）前記増幅ファクタ（Ａ_F）を重畳関数（Ｗ
（ｔ））と乗算して、操作者が帰還量を決定できるよう
にし、（ｄ）心室壁短縮（Ｓ_n（ｔ））を評価し、評価された
壁短縮を所望の壁短縮（Ｄｅｓ（ｔ））と比較して徐々
に増加する補正外形Ｅｒｒ_n（ｔ）＝Ｄｅｓ（ｔ）−Ｓ_n
（ｔ）を求め、（ｅ）膨張関数ＥＸＰ_n+1（ｔ）＝ＥＸＰ_n（ｔ）＋Ａ_F
・Ｗ（ｔ）・Ｅｒｒ_n（ｔ）を発生させ、（ｆ）前記膨張関数によって次の拍動（ｎ＋１）での心
室内室の膨張を制御するようにプログラムされた請求項
１０に記載の装置。
【請求項１３】前記コンピュータは、膨張関数及び膨張
／攣縮の開始時刻を調整することによって、次の拍動
（ｎ＋１）で膨張／攣縮関数によって心室内室を制御す
る移植コンピュータであり、膨張／攣縮関数が次の拍動
の開始前に心拍間で計算され、開始時刻が実時間で検知
される請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】前記重畳関数（Ｗ（ｔ））は、前記操作
者によって決定された時間関数であり、但し０≦ｔ≦
Ｔ、ｔ＝０が膨張の開始時刻、ｔ＝Ｔが膨張の終了時刻
である時に、０≦Ｗ（ｔ）≦１である請求項１２に記載
の装置。
【請求項１５】前記センサから入力を受信し、出力で前
記作動器を制御するコンピュータを更に備え、前記コンピュータは、各心拍（ｎ）毎に、（ａ）ｎ拍動で心臓出力及び作業を評価し、（ｂ）ｎ拍動で評価された心臓出力及び作業を所望の心
臓出力と比較して、追加入力に基づいて部分的に壁伸張
に起因しない増幅ファクタを決定し、（ｃ）前記ｎ拍動で心室壁短縮（Ｓ_n（ｔ））を評価し
て、前記追加入力の１つとして心室壁短縮を形成し、（ｄ）ステップ（ｃ）の壁短縮の評価から可能な心室壁
伸長を検知し、それによって前記追加入力の他のものを
形成して、心室壁伸長時に警報を起動し、（ｆ）増幅ファクタ及び膨張の所望外形から、心室内室
の膨張の時間過程を決定し、（ｇ）前記膨張関数によって次の拍動（ｎ＋１）での心
室内室の膨張制御の時間過程を代表する膨張関数を発生
させるようにプログラムされた請求項１０に記載の装
置。
【請求項１６】前記コンピュータは、実時間で監視され
た心室壁の重大な短縮時又は出口弁の開口検知時に、前
記心室内室の膨張を開始するようにプログラムされた請
求項１０に記載の装置。
【請求項１７】前記コンピュータは、実時間で出口弁の
閉塞検知時に前記心室内室の攣縮を開始するようにプロ
グラムされた請求項１０に記載の装置。
【請求項１８】前記コンピュータは、前記心室内室を胸
内圧に接続するようにプログラムされ、前記作動器は圧
縮できる心室外室と、前記心室外室及び前記心室内室間
の接続管とを含む請求項１７に記載の装置。
【請求項１９】前記出口弁の開口及び閉塞を検知する手
段を更に備え、この手段が次の、心室内圧及び大動脈圧又は心室内圧及び大動脈圧の間の
勾配を測定する手段、心室出口流量を測定するドップラー又は超音波又は電磁
流量計、心室内室容量を測定するための超音波又は電気的インピ
ーダンス手段、心室壁短縮を測定するための歪みゲージ手段及び心音を検知する手段の少なくとも１つを含む請求項１０
に記載の装置。
【請求項２０】心室壁の保存された機能領域に基づいて
装置を最適化するために、局所的心室壁運動に基づいて
心室内室膨張のタイミング及び外形を監視するための監
視手段をさらに備え、前記監視手段は、心室壁上の解剖学的点間の心室直径又は距離を測定する
手段及び心室壁内の歪みの局所変化を測定する手段の少
なくとも１つを含む請求項１０に記載の装置。
【請求項２１】前記作動器は、作動モータによって操作
された注射器ポンプ、ふいご又は柔軟な膜からなるグル
ープから選択される請求項１０に記載の装置。
【請求項２２】前記作動モータは、電気モータ、移植さ
れた心臓及び患者自身の骨格筋からなるグループから選
択される請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】前記センサは、前記心室壁或は心室内室
上に少なくとも１つの音響マイクロメータを含む請求項
９に記載の装置。
【請求項２４】前記心室内室の容量を測定するための少
なくとも１つの前記心室内室上のセンサと、心室圧を測定するための前記心室内室上の追加センサと
をさらに備えた請求項２２に記載の装置。