JP2019524330A - 補助人工心臓 - Google Patents

Abstract

非拍動型の補助人工心臓即ちＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎＶＡＤ（ｔ））を制御する制御装置（１００）であり事象ベース拍内制御策を用いるものを、被補助心臓の心周期内でＶＡＤの回転速度を変更するよう、且つ少なくとも１個の心周期内所定特徴事象に関わる少なくとも１系列のトリガ信号（σ（ｔ））により当該回転速度変更を心拍と同期させるよう、構成する。更に、心補助用ＶＡＤ（５０）に制御装置（１００）を具備させてＶＡＤ、好ましくは非拍動回転式で例えばカテーテル式の血液ポンプたるＶＡＤを制御する。

Description

本発明は非拍動型の補助人工心臓（ＶＡＤ）の分野に関する。特に、本発明は、非拍動型ＶＡＤ例えば血管内ロータリ血液ポンプの拍内制御のための制御装置や、自ＶＡＤを制御するためその制御装置を備えるＶＡＤに関する。

適切な医療措置にもかかわらず患者の心臓のポンプ機能が不十分な場合、ＶＡＤにより循環器系を補助することができる。心臓の心室へと血液を並行供給することで、ＶＡＤにより、不十分な心臓の心室ポンプ機能を補助し、はたまた代替することができる。この狙いを見据え、ＶＡＤは、通常、インレットにて血液循環路から血液を採取しアウトレットにてその血液循環路に血液を返戻、駆出するよう、構成されている。これを行うには、ＶＡＤがアウトレット・インレット間圧力差、即ちそのＶＡＤの負荷前後間圧力差に打ち克つ必要がある。

ＶＡＤの具体例の一つは、数時間又は数日に亘り心臓内に直に配置し又は埋入させ回復まで心機能を補助するよう工夫された、カテーテル式ロータリ血液ポンプである。特許文献１には血管内ロータリ血液ポンプの例が開示されている。但し他種ＶＡＤも存在している。

非拍動型血液ポンプによる心補助を受ける患者には出血傾向上昇が見られる。この出血傾向上昇は、出血に関わりフォンヴィルブランド因子（ｖＷＦ）として知られる、ある特定の血液内糖蛋白質の不足に関係ありと見られている。

本願中の用語「心周期」は心拍１回の間の動的心挙動、例えば血圧及び心室容積の経時変化を包摂している。本願における心拍の定義は、心房収縮の喚起で以て始まりそれに後続する心房収縮の直前に終わるというものであり、これは収縮期と拡張期とに分かれている。心臓の収縮期（心臓の駆出期とも呼ばれる）は僧帽弁閉止・大動脈弁閉止間のフェーズである。拡張期（心臓の充満期とも呼ばれる）は大動脈弁閉止・僧帽弁閉止間のフェーズである。心臓が心周期を経過する頻度は心拍数として知られている。

米国特許第５９１１６８５号明細書（Ａ）

R. D. Mosteller, "Simplified calculation of body-surface area", N. Engl. J. Med. 317, No. 17, October 1987, p. 1098 Catanho et al., "Model of Aortic Blood Flow Using the Windkessel Effect", Beng 221, Mathematical Methods in Bioengineering, Report, 2012

本発明の目的は、患者の循環器系に対する優れた補助であり、上掲のｖＷＦ不足を避けられるもの又は少なくとも減らせるものを、提供することにある。

特に、本発明の目的は、ＶＡＤ例えばロータリ血液ポンプ用の知的な制御装置であり、そのＶＡＤを、非拍動型ＶＡＤの適用による副作用ひいてはｖＷＦ不足を避け又は少なくとも減らす狙いで動作させるものを、提供することにある。

特に、本発明の更なる目的は、ＶＡＤ用の知的な制御装置であり、非拍動型ＶＡＤの適用による副作用を避け又は少なくとも減らしつつその患者の現在の灌流需要に関わる所要血圧が実現されるようそのＶＡＤを動作させるものを、提供することにある。

発明者が見いだしたところによれば、血圧の最小残余拍動性が循環器系にて回復し及び／又は維持されているときには、上述の出血傾向上昇は小さい。加えて、十分な圧力拍動性でも、その循環器系の微小血管系の十分な灌流を支えられそうである。

即ち、本発明の主着想は事象ベース拍内制御策、特に速度指令信号を生成する速度指令信号発生器によってＶＡＤ回転速度制御ループを拡張しＶＡＤの回転速度を変更しうるようにする策により、所定所望の最小拍動性を実現するというものであり、またそれを開ループ制御による第１機構、特に速度指令信号を所定回転速度レベル間で変更する機構か、フィードバック系内閉ループ圧力制御による第２機構、特に付加的な外側圧力制御ループにより心拍毎に速度指令信号を自動設定しカスケード制御を実行する機構に従い、実現することである。

提案している事象ベース拍内血圧制御策は、ある具体的な実施形態によれば、ＶＡＤ内血流を心臓の心周期内で変化させることで患者血圧の拍動性に影響を及ぼせるようにするものである。この事象ベース拍内血圧制御策の具体的用途の一つは、動脈血圧の所望最小拍動性を回復させ及び／又は維持することで、ＶＡＤ適用の想定上の副作用のうちｖＷＦリリースに対するものを避ける、というものであろう。これを支持する事実としては、多くの連続流ＶＡＤで拍動性が減りひいてはｖＷＦ出現の減少が生じる、という事実が観測されている。

このように、ＶＡＤの回転速度に関し本願にて提案されている事象ベース拍内制御策は、非拍動型ＶＡＤの生来的副作用のうちｖＷＦ不足関連のものを避けるのにひときわ有用である。言い換えれば、提案されているこの速度変更による血圧の所望最小拍動性の回復及び／又は維持は、療法としてではなく寧ろ、非拍動型ＶＡＤの生来的副作用をなくす手段であると見なせる。

更に、心周期（以下「心拍」又は「拍」とも称する）内でのポンプ速度の変更により、非拍動型心補助とは対照的で有益な別の効果、例えば循環器系の微小血管系の灌流改善が生じる。

動脈血圧の所望最小拍動性を回復し及び／又は維持する、という文脈における本願中の用語「拍動性」は、大略、第ｈ心周期における最高大動脈圧ＡｏＰ｜_ｍａｘ（ｈ）・最低大動脈圧ＡｏＰ｜_ｍｉｎ（ｈ）間の差
ΔＡｏＰ（ｈ）＝ＡｏＰ｜_ｍａｘ（ｈ）−ＡｏＰ｜_ｍｉｎ（ｈ）
のことであると理解される。

以下、単純化のため、諸々の特徴的計測値及び計算値を、専ら個々別々の第（ｊ−１）、第ｊ、第（ｊ＋１）等々の心拍、より一般的には第ｈ心拍で参照しており、またそれにより連続時間ｔに対する値の依存性や個々別々の計測点ｋに対するそれをも包摂している。例えば、
ＡｏＰ｜_ｍａｘ（ｊ）＝ｍａｘ_ｋ｛ＡｏＰ（ｔ_ｊ，ｋ）｝ 但しｋ＝０，…，ｍ_ｊ
では指数ｊにより第ｊ心拍が指し示されており、第ｊ心拍に係る信号ＡｏＰの最大値が、第ｊ心拍の冒頭計測点ｋ＝０で始まり次の第（ｊ＋１）心拍の開始直前の最終計測点ｋ＝ｍ_ｊで終わるｋ＝０，…，ｍ_ｊ全てでの信号ＡｏＰの計測値を対象にして、計算されている。以後は
ＡｏＰ｜_ｍａｘ（ｊ＋１）＝ｍａｘ_ｋ｛ＡｏＰ（ｔ_{ｊ＋１，ｋ}）｝ 但しｋ＝０，…，ｍ_ｊ＋１
等々となる。

発明者が想定したところによれば、最小残余拍動性の回復及び／又は維持は望ましいことであり、とりわけＶＡＤ補助下の循環器系の場合はそうである。そのため、本発明の主着想は、心周期内で即ち心拍１回のうちにＶＡＤの回転速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）が変更されるよう、また所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）であり注目動脈、例えば左心補助の場合は大動脈における最小残余拍動性を回復及び／又は維持することを狙いとするものが生じるよう、非拍動型ＶＡＤの制御を改善することに置かれている。各種拍動性の定義は
生理学的（非補助時）拍動性：ΔＡｏＰ（ｈ）＝ＡｏＰ｜_ｍａｘ（ｈ）−ＡｏＰ｜_ｍｉｎ（ｈ）
所望（補助時）最小拍動性：ΔＡｏＰ^〜（ｈ）＝ＡｏＰ^〜｜_ｍａｘ（ｈ）−ＡｏＰ^〜｜_ｍｉｎ（ｈ）
拍動性差：ΔＡｏＰ_{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）＝ΔＡｏＰ^〜（ｈ）−ΔＡｏＰ（ｈ）
の通りである（図３ａも参照あれ；本願にて「^〜」はＡｏＰの上に波線の意）。

このように、所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）は、第ｈ心周期における最高，最低それぞれの所望大動脈圧ＡｏＰ^〜｜_ｍａｘ（ｈ），ＡｏＰ^〜｜_ｍｉｎ（ｈ）に依存している。拍動性差ΔＡｏＰ_{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）は、現在の生理学的（非補助時）拍動性ΔＡｏＰ（ｈ）と、所望（補助時）最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）と、の間の差になるよう定義されている。

この点との関連で発明者が更に見いだしたところによれば、所望最小拍動性に係る所定値はΔＡｏＰ^〜（ｈ）＝［１５，…，３０］ｍｍＨｇの範囲内であるが、所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）がより高くてもかまわない。

発明者が更に見いだした点の一つは、本願にて開示されている用途で用いられるＶＡＤにより好ましくは充足されるべき物理的必要条件が、有意な慣性の欠如であることである。即ち、ＶＡＤが低慣性装置であるのが望ましい。現状では、ロータリ血液ポンプ例えば先に言及したカテーテル式ポンプであってその質量慣性モーメントが無視しうるほど小さいものが、拍内速度変更を伴う速度制御シナリオに申し分なく適しており、しかも高度にエネルギ効率的であり例えば放熱損失を避けることができる。小さい質量慣性モーメントを呈するＶＡＤを実現するのに適した特性としては、就中、即ちこれに限られるものではないが、そのＶＡＤの可動部品特に回動部品が小質量であること、例えばロータ又はインペラを例えばプラスチック素材、合成素材等といった軽量素材で製造しうることや、駆動手段例えば電動モータがロータ又はインペラの近く、好ましくはすぐ近く、最も好ましくは隣り合わせに配置されているため、そのモータをロータ又はインペラにつなぐシャフトを短めに保ち回転質量を小さめに保てること（例えば、ロータをモータにつなぐ回転駆動ケーブル又はワイヤを有する装置が知られているが、そのケーブル又はワイヤの質量分だけ加減速対象質量が増すので望ましくなかろう）や、諸々の可動部品例えば回動部品が小直径でありそれら部品の質量慣性モーメントを小さめに保てること、がある。

本発明の第１態様では、非拍動型ＶＡＤの回転速度（以下単に「速度」）ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を事象ベース様式に従い生理学的条件を基準にして心周期内で変更する制御装置が、提供される。

これを見据え、その制御装置を、被補助心臓の心周期内でＶＡＤの速度を変更するよう、且つ、トリガ信号発生器との連携で、その心周期内の少なくとも１個の所定特徴再発事象に関わる少なくとも１個の事象系列を用い速度に係る速度指令信号ｎ_ＶＡＤ（ｔ）の変更を心拍と同期させるよう、構成することができる。これにより、被補助心臓本来の心出力に、ＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｔ）の影響を及ぼすことができる。

ある具体的実施形態によれば、その制御装置を、所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）又は心拍数依存性パルス持続時間τ^{ａｓｓｉｓｔ}（ｈ）に亘り基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）を基準にして速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整するよう、ひいては第ｈ心周期にてＶＡＤ内にもたらされる血流により所望最小拍動性ΔＡｏＰ（ｈ）＝ΔＡｏＰ^〜（ｈ）が注目動脈内で生じるよう、構成することができる。

ＶＡＤが左心補助向けに構成されているなら少なくとも大動脈が注目動脈とされよう。代わりに、ＶＡＤが右心補助向けに構成されているなら少なくとも肺動脈が注目動脈とされよう。

これを果たすには、その制御装置を、ＶＡＤの速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整するよう、且つ第１機構又は第２機構にてそのＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を制御し所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）をかなえるよう、構成すればよい。

第１機構の態をなす制御装置は、開ループ様式に従い例えば指令信号発生器により速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整するよう、構成すればよい。第１機構によれば、事象ベース指令信号発生器を用い所定速度レベル間でＶＡＤの速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を変更し、それにより所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）を発生させることができる。

第２機構の態をなす制御装置は、例えばＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）に係る速度制御ループを付加的な圧力制御ループにより拡張しカスケード制御策に帰着させることで、閉ループフィードバック様式に従い速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整するよう、構成すればよい。第２機構によれば、例えば外側ループによりフィードバック圧力制御策で以て、速度指令信号発生器にて速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を自動設定することにより、生理誘起性境界条件を勘案しつつ第ｈ心拍に関し所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）を実現することができる。第１機構にて生理誘起性境界条件を勘案してもよい。

そうした境界条件の例は、利用可能血液体積の限界、及び／又は、平均動脈血圧ＡｏＰ⁻（ｈ）の最高及び／又は最低レベルであろう（本願にて「⁻」はＡｏＰの上に横線の意）。これら生理学的制約の枠内で作動する制御装置では、心室充満圧を（例．心室内の圧力センサで以て）監視することや、血液体積の不足により生じそうな諸々の吸引事象を（例．吸引関連の負流入圧を監視すべくＶＡＤインレットに又はその内部に配置された圧力センサで以て）監視することが、望ましい。

速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）生成用の開ループ機構（第１機構）及び閉ループ機構（第２機構）はどちらも事象ベース様式にて動作するよう構成しうるものであり、且つ、どちらも、その狙いを、所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）に亘りＶＡＤの速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整することによって第ｈ心拍内で所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）を生成することに置くことができる。

制御装置は、ＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を制御するための内側制御ループと、上述の第１又は第２機構に依る構造を有する外側ループとで、構成してもよい。内側（速度）制御ループでは一般的な高速フィードバック閉ループ制御を用いることができる。以下、ＶＡＤの速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の内側制御ループ向け生成に的を絞ることにする。

好ましくは、この制御装置は、少なくとも１個の所定の心周期内特徴事象に関わる少なくとも１系列のトリガ信号（σ（ｔ））を用いることで、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の調整、例えば指令信号パルスの開始及び／又は終了を心拍と同期させるよう、構成される。

例えば、その制御装置を、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整することで、注目動脈内血圧のうちＶＡＤによりもたらされる分を心周期のうちのある所定期間にて高めるよう、構成してもよい。一般に、制御装置は、ＶＡＤ速度を調整するための速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を、収縮期には高レベル、及び／又は、拡張期には低レベルに設定するよう、構成すればよい。

例えば、被補助心臓の収縮期における速度変更のみで所望最小拍動性を生成してもよい。即ち、目標速度レベルを決める速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を、被補助心臓の収縮期の開始前、開始時又は開始の僅か後に基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）から目標速度レベルｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）＋Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）へと高めることで調整すればよく、またそれを収縮期の終了前、終了時又は終了の僅か後に基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）へと再び低めればよい。このように、基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）に速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）を加え高めると、被補助心臓の収縮期中に正の速度パルスが発生する。

同様に、被補助心臓の拡張期における速度変更のみで所望最小拍動性を生成してもよい。即ち、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の調整を、被補助心臓の拡張期の開始前、開始時又は開始の僅か後に基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）から目標速度レベルｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）−Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）へと速度レベルを低め、拡張期の終了前、終了時又は終了の僅か後に基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）へと速度レベルを再び高める態のものとすればよい。このように、基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）から速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）を減じ低めると、被補助心臓の拡張期中に負の速度パルスが発生する。

とはいえ、収縮期又は拡張期中の速度指令信号変更は、いずれも心拍に対する速度変動の同期化の一般例の一つである。お察し頂けるように、収縮期中の正速度パルスと拡張期中の負速度パルスの双方を組み合わせることで、所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）を生成してもよい。

速度指令信号変更を心周期と同期させる理由が、収縮期における本来の心収縮に由来する、虚弱心臓の残余拍動性の増強であることに、留意されたい。望ましいのは、速度指令信号変更により、心臓単独での本来の駆出への収縮期流寄与を発生させることであり、即ち心臓とＶＡＤとによる共同駆出が望ましい。

そのため、第１実施形態では、所望最小拍動性の回復及び／又は維持を実現すべく、その制御装置を、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の変更によりＶＡＤの速度を調整することで、ＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｔ）を心周期のうち拡張期にて実質的に減少させ及び／又は心周期のうち収縮期にて実質的に増加させるよう、構成している。これにより、動脈血圧の所望最小拍動性を回復させること及び維持することができる。ＶＡＤの拡張期内速度低下により心室を適切に充満させること、ひいてはＶＡＤ及び生来の心臓からの収縮期内血液共同駆出が可能となろう。

発明者が見いだしたところによれば、速度指令信号変更を目的として、生来の心臓とＶＡＤの双方により適切な収縮期ピーク流速を好適に発生させることで、心拍毎総ピーク流
Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｈ）＝Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｈ）＋Ｑ_ＶＡＤ｜_ｍａｘ（ｈ）
並びに心拍毎総駆出体積（ＥＶ）
ＥＶ（ｈ）＝ＥＶ_{ｈｅａｒｔ}（ｈ）＋ＥＶ_ＶＡＤ（ｈ）
により、収縮期全身血圧の適切な上昇を引き起こすことができる。生来の心臓の共同駆出能は、心室性前負荷、心室充満レベル及び心収縮性のレベル、並びにＶＡＤの実現可能ピーク流により左右されうる。生来の心臓の共同駆出能は、その患者の肥満指数、或いは体表面積、或いは血管コンプライアンス、並びに末梢抵抗によっても左右されうる。

例えば、身長が１．７５ｍ、体重が７５ｋｇなる一般的な患者では、その平均血流がおおよそ５Ｌ／ｍｉｎとなる。所要量は人間の体表面積（ＢＳＡ）から推定することができる。この一般的な患者の体表面積は約１．９ｍ^２である（非特許文献１による公式に依拠）。通常血流をこのＢＳＡにより正規化すると２．６Ｌ／ｍ^２にほぼ等しくなる。平均血流が５Ｌ／ｍｉｎで、健康な人間、安静時であれば血圧は約１２０ｍｍＨｇ〜８０ｍｍＨｇとなる。

収縮期総ピーク流Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｈ）が約８Ｌ／ｍｉｎあれば、通常サイズの人間（ＢＳＡが１．９ｍ^２）に約１５ｍｍＨｇの所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）をもたらすのに、十分であると考えられる。従って、より一般的には、８Ｌ／ｍｉｎなる総ピーク流を１．９ｍ^２で除し、それにその患者の実際のＢＳＡを乗ずることで、より患者適合的なピーク流値が得られよう。別例としては、ＢＳＡ＝１．６ｍ^２の患者では、互角な所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）が、適正な収縮期総ピーク流Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｈ）＝６．７Ｌ／ｍｉｎで以て得られよう。より一般にコンプライアンス及び末梢抵抗における諸々の変動を勘案しても、総ピーク流が６Ｌ／ｍｉｎ〜１０Ｌ／ｍｉｎあれば、補助装置で以て処置されている患者の大半にとり、少なくともΔＡｏＰ^〜（ｈ）≧１５ｍｍＨｇなる目標所望最小拍動性を得るのに十分であるとすべきである。従って、
Ｑ_ｔｏａｌ｜_ｍａｘ（ｈ）＝Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｈ）＋Ｑ_ＶＡＤ｜_ｍａｘ（ｈ）＞６Ｌ／ｍｉｎ，…，１０Ｌ／ｍｉｎ
なる総ピーク流、ひいては
ＥＶ（ｈ）＝ＥＶ_{ｈｅａｒｔ}（ｈ）＋ＥＶ_ＶＡＤ（ｈ）＝４０ｍｌ，…，７０ｍｌ
なる総駆出体積をもたらす収縮期ピーク流速とするのが望ましく、それにより所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）＞［１５，…，３０］ｍｍＨｇを達成することができる。

所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）は固定値ではなく、ｖＷＦの補充に基づき変化しうるものである。シミュレーション結果からは、指令信号発生器又は外側圧力制御ループを拍動性の上昇に集中させる一方で平均大動脈圧の低下を許容することも可能であるし、平均大動脈圧に集中させる一方で拍動性の低下を許容することも可能である、という事実が強く指し示されている。

通常心拍数ＨＲ≒７０ｂｐｍ（拍毎分）での人間の収縮期持続時間は、通常、おおよそτ^{Ｓｙｓｔｏｌｅ}（ｈ）＝３００ｍｓであり、心拍数により僅かばかり変化する。ショック状態の患者は、就中、その心拍数がＨＲ≦１２０ｂｐｍにも達することで通常は特徴付けられる。即ち、心周期の最短持続時間はτ（ｈ）＝５００ｍｓであると想定される。更に、より高い心拍数ＨＲ≧１２０ｂｐｍを呈している患者では、おおよそτ^{Ｓｙｓｔｏｌｅ}（ｈ）＝２５０ｍｓなる短い収縮期持続時間が想定される。

従って、速度パルスの所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）を、τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）＝［２００，…，３００］ｍｓの範囲内、好ましくはτ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）＝［２２５，…，２７５］ｍｓの範囲内、最も好ましくはおおよそτ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）＝２５０ｍｓとするとよい。

或いは、速度パルスの所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）を、被補助心臓の収縮期持続時間τ^{Ｓｙｓｔｏｌｅ}（ｈ）に対し±５０％又は±１００ｍｓの範囲内としてもよい。

注目動脈における残余拍動性を踏まえつつ速度パルスのパルス持続時間を心拍数に適合化させることで期間τ^{ａｓｓｉｓｔ}（ｈ）、好ましくは従前の心拍数及び先行する収縮期の持続時間の観測結果等に依存するそれを、得るようにしてもよい。

これに加え又は代え、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の調整を、その患者の心電図（ＥＣＧ）信号におけるＲ波の出現に同期させてもよいし、及び／又は、心停止の場合等には一定の繰り返し速度に設定してもよい。

ある潜在的実際的実現形態によれば、ＶＡＤ例えばロータリ血液ポンプ形態のそれにアクチュエータ例えばロータリモータを具備させ、それにより血液ポンプを駆動してＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｔ）を発生させることができる。その上で、制御装置によって、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）をそのロータリモータ向けの目標速度レベルへと調整し、フィードバック閉ループ制御によりＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を制御することで、そのＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を変更すればよい。それにより、拍動性の修正分即ち拍動性差ΔＡｏＰ_{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）を、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の相応な調整分に、例えば速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）によって関連付ければよく、ひいてはロータリモータの速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）が基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）から速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）分だけ増し、制御装置により設定された所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）が発生する。このように、制御装置を、より高い相応な速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）＋Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）へと変化させることで所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）を達成するよう、構成してもよい。

一般に、速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）を負にし、例えば負の速度パルスを生成することもできる。

注目すべきことに、所望の速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）は実現された拍動性差ΔＡｏＰ_{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）に基づき定めうるものであり、それは、概ね、所与単位時間中に動脈系に送られる血液体積の多さの関数となっている。ご理解頂くべきことに、どのような動脈血圧ビルトアップであれ、生来的なコンプライアンス及び末梢抵抗を有する動脈系内へと単位時間中に駆出される血液体積の最終結果である。

好ましくは、その制御装置を更に、速度変更インターバル外でも速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整することで、例えば基本速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｈ）を調整して、ＶＡＤにより所定の平均動脈血圧ＡｏＰ⁻（ｈ）を実現させるよう、或いは逆流性ポンプ流と呼ばれポンプを介し心室内に向かうあらゆる逆流が回避されるよう、構成する。

更なる発展形態によれば、その制御装置特に第２閉ループ機構をなすそれを、速度変更インターバル内外双方で速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整して所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）を実現するよう、構成することができる。

更なる発展形態によれば、その制御装置を、付加的に、心拍毎平均動脈血圧ＡｏＰ⁻（ｈ）を制御上の制約として勘案しつつ速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整するよう、構成することができる。

例えば、その制御装置を、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整することで所定のしきい値ＡｏＰ⁻ _ｔｈｒ（ｈ）未満への平均動脈血圧ＡｏＰ⁻（ｈ）の降下を避けるよう、構成してもよい。

加えて、その制御装置を、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整することで、所定の特徴事象が生起するより所定期間τ^ｉｎｃｒ（ｈ）前に速度変更インターバル（又は速度パルス）を開始させるよう、構成することができる。これの意味するところは、速度変化を例えば被補助心臓の心室収縮の開始期待又は予測時、即ち心周期内の対応する特徴事象たりうるそれより期間τ^ｉｎｃｒ（ｈ）前に引き起こせることである。これはひときわ重要たりうることであり、なぜかと言えば、ポンプ固有の機械的及び／又は流体的慣性があり、従って所望効果提供前に待ち時間が必要なため、個別的なＶＡＤ例えばある特定のポンプの動的応答に遅れが生じうるからである。

例えば、心収縮の開始、即ち僧帽弁閉止時刻等によって定義されるそれを、対応する血圧信号に基づき検出すればよい。例えばそのＶＡＤが左心補助向けに構成される場合、当該対応する血圧信号が左心室圧とされうる。

例えば、その心室収縮に先立つ心房収縮を検出してもよい。然るに、この事象は収縮期性収縮事象より早期に生起するので、心房収縮の開始を事象として用いていれば、そのポンプをスピードアップすることができる。

これに代え又は加え、当該所定事象を被補助心臓のＥＣＧ信号におけるＲ波の生起としてもよい。

期間τ^ｉｎｃｒ（ｈ）は、ＶＡＤの駆動部に対する血液の流体的影響によりＶＡＤの速度上昇が低速化する、という事実を酌む上で有用たりうるものである。即ち、速度を上昇させるには、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を滑らかな軌跡に従い増大させるべきであり、それにより、溶血その他の望ましくない血行力学的副作用、例えば吸引又はＶＡＤ誘起性キャビテーションであり血液を過度に加速させそうなものを避けることができる。

加えて、その制御装置を、所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）の後に速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスを終了させるよう、構成してもよい。

これに代え、その制御装置を、心拍数依存性パルス持続時間τ^{ａｓｓｉｓｔ}（ｈ）、即ちその制御装置により心拍数ＨＲ（ｈ）に適合化されたパルス持続時間の後に、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスを終了させるよう、構成してもよい。特に、その制御装置を、その心周期の少なくとも１個の所定特徴事象が生起したとき速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスを終了させるよう、構成してもよい。

加えて、その制御装置を、その心周期の少なくとも１個の所定特徴事象が生起したとき又はそれに先立つ所定期間τ^ｒｅｄ（ｈ）にて速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスを終了させるよう、構成してもよい。

例えば、当該所定特徴事象を、被補助心臓の弛緩開始及び／又は大動脈弁の閉止としてもよい。

例えば、少なくとも１個の事象を被補助心臓の弛緩開始としてもよい。これを受け、その制御装置を、特徴事象例えば弛緩開始についての情報を含む信号に基づき事象の生起を導出するよう、構成してもよい。結果として、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスを、例えば、被補助心臓の心室内圧力における最大降下の生起時と同期させることができる。なお、圧力の最大降下時は、先行する収縮期の後に来る心室弛緩の開始（弛緩の瞬間）を指し示している。

これに代え又は加え、その制御装置を、自制御装置の少なくとも１個の内部信号に基づき少なくとも１個の心周期毎事象の生起時を導出するよう、構成してもよい。制御装置の「内部信号」とは、本願では、その信号が、その制御装置にとり分析向けに既に内部利用可能となっている信号、例えばその制御装置によってＶＡＤに供給される制御信号であることを、意味している。

例えば、当該少なくとも１個の内部信号を、ＶＡＤを作動させるため供給される電流、例えばＶＡＤに供給されるモータ電流としてもよい。即ち、その制御装置を、その電流信号及び／又はその処理済バージョン、例えば一次時間導関数等の時間導関数の分析を踏まえ、少なくとも１個の心周期毎事象の生起時を導出するよう、構成してもよい。

例えば、ＶＡＤを、先に言及したロータリ血液ポンプとしてもよい。その血液ポンプにアクチュエータ例えば回転式電動モータを具備させ、それにより回転式推進要素例えばインペラを駆動して相応な血流を発生させるようにしてもよい。その血液ポンプの動作時には、そのモータによるモータ電流の消費を通じ、それらモータ及び回転式推進要素の個別目標速度レベルを、設定されている速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）に従い実現することができる。目標速度達成に必要なモータ電流Ｉ_ＶＡＤ（ｔ）は、その血液ポンプが打ち克つべき現在の血圧差Δｐ（ｔ）、例えば大動脈内血圧ＡｏＰ（ｔ）・左心室内血圧ＬＶＰ（ｔ）間の差
Δｐ（ｔ）＝ＡｏＰ（ｔ）−ＬＶＰ（ｔ）
により左右される。

言い換えれば、血液ポンプに供給される電流が、設定速度を達成するためその血液ポンプのモータで必要とされる電流に、直に対応するもの
Ｉ_ＶＡＤ（ｔ）＝ｆ（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ），Δｐ（ｔ））
となる。

従って、制御装置によりＶＡＤに供給されるモータ電流、或いはその制御装置によって制御される電源ユニットにより供給されるそれを内部信号として用い、少なくとも１個の心周期毎事象の生起時を導出すればよい。

更に、その制御装置を、電流信号に基づき、且つ所与速度でのモータ電流、ポンプ流及び圧力差の間のポンプ特性関連付けを伴う既知の計算仕様に基づき、現在のＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｔ）を推定するよう、構成してもよい。

これに代え又は加え、その制御装置を、自制御装置に供給される少なくとも１個の外部信号から少なくとも１個の心周期毎事象の生起時を導出するよう、構成してもよい。「外部信号」とは、本願では、その信号が、ＶＡＤの外部センサ例えば１個又は複数個の血圧センサから、及び／又は、外部装置例えば患者モニタリングユニット又は心電計（ＥＣＧ）から、その制御装置が受け取った信号であることを、意味している。そうした外部信号を、対応するインタフェース又は入力端末を介し制御装置内に送り込むことで、その制御装置では、自制御装置による処理及び／又は分析にそれを利用することが可能となる。

例えば、その計測信号を、これは幾つかの例を与えるものに過ぎないが、ＶＡＤのアウトレットとそのＶＡＤのインレットとの間の血圧差Δｐ（ｔ）、被補助心臓の心室内血圧ＬＶＰ（ｔ）、被補助心臓近隣大動脈内血圧ＡｏＰ（ｔ）、被補助心臓近隣大静脈内血圧ＣＶＰ（ｔ）、被補助心臓近隣肺動脈内血圧ＰＡＰ（ｔ）のうち、少なくとも一つを表すものにするとよい。これら計測信号のいずれでも、波形に、特定の心周期内特徴事象の生起時を記述する情報が含まれることとなろう。

例えば、そのＶＡＤが先に論じたロータリ血液ポンプである場合、それに、心臓例えば心室内から血液を吸引するためのインレットと、そのＶＡＤの挿入先が心臓の左側か右側かにより大動脈又は肺動脈となりうる注目動脈等、心臓近隣血管へと血液を駆出するためのアウトレットとを、具備させてもよい。

例えば、特許文献１等に掲載されているように、そのＶＡＤに、自ＶＡＤのインレットにおける血圧例えば被補助心臓における心室圧を計測する圧力センサと、心臓近隣血管内血圧例えば被補助心臓近隣大動脈又は肺動脈内血圧を計測する圧力センサと、のうち少なくとも１個を具備させてもよい。これに代え又は加え、そのＶＡＤに、自ＶＡＤのアウトレット・インレット間血圧差を計測する差圧センサを１個具備させてもよい。

加えて、その制御装置を、心周期の特徴点についての情報を含む少なくとも１個の計測信号であって、それを用いその心周期における心臓の現在の動作フェーズを推定することができるものを受信、蓄積及び分析するよう、構成してもよい。その上で、その制御装置を、先行する心周期についての情報に基づき次の心周期における特定特徴の再生起時を予測するよう、構成してもよい。

基本的には、いずれの実施形態でも、当該少なくとも１個の計測信号を、ＥＣＧ信号、心臓の左心室又は右心室内血圧を表す計測信号、心臓近隣大静脈若しくは大動脈内血圧又は肺動脈内血圧の計測信号のうち、少なくとも１個とすることができる。

即ち、少なくとも１個の事象の次の生起時を、先行する心周期についての情報に基づき予測するには、被選択信号に好ましくは心周期についての情報が含まれるようにすることで、少なくとも１個の心周期毎事象の生起時が、その被選択計測信号に基づき且つ先行する心周期にて検出された事象に基づき予測されるようにすればよい。

これに加え又は代え、その制御装置を、ＶＡＤによる能動的心補助が計測信号に及ぼす影響をそれら計測信号から取り除くよう、構成してもよい。特に、その制御装置を、心臓の動的挙動に対するＶＡＤ誘起性圧力変化によらず所定の心周期内事象を検出する狙いで以て、データ融合により少なくとも２個の好ましくは独立な計測信号を分析するよう、構成するとよい。

具体的実施形態によれば、その制御装置を、被補助心臓の心周期のうち拡張期にてＶＡＤにより注目動脈例えば大動脈又は肺動脈内へと駆出される血液の量が十分少なくなるよう、ＶＡＤの速度を設定する構成とすることで、対応する心室における血液体積を保つこと、並びに収縮期におけるＶＡＤ及び心室の共同駆出によって好適な最小ピーク血流をもたらすこと、即ち（先に論じた通り）好ましくは約６Ｌ／ｍｉｎ、より好ましくは７Ｌ／ｍｉｎ、最も好ましくは８Ｌ／ｍｉｎ以上たる最小ピーク血流をもたらすことができる。

収縮期ピーク流は生来の心臓の共同駆出能により大きく左右されるであろうし、それは具体的には心室前負荷、心室充満レベル及び心収縮性のレベルや、そのＶＡＤの実現可能ピーク流によって左右される。心拍毎総ピーク流Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｈ）及び心拍毎総駆出体積ＥＶ（ｈ）により、上述の通り収縮期全身血圧の適切な上昇をもたらす必要があろう。とはいえ、これはその患者の肥満指数若しくは体表面積、血管コンプライアンス並びに末梢抵抗によっても左右される。言い換えれば、小柄な患者ではＱ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｈ）＝６Ｌ／ｍｉｎなる最小総ピーク流で十分であろうが、より大柄な患者では（先に論じた通り）より多くの総ピーク流が必要となろう。多めの総ピーク流がとりわけ求められうるのは、血管床が弛緩し又は広く開いている場合である。

加えて、その制御装置を、もたらされる心拍毎平均動脈血圧ＡｏＰ⁻（ｈ）が所定のしきい値ＡｏＰ⁻ _ｔｈｒ（ｈ）未満に下がらない場合にのみパルス形態の速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を心周期内で調整するよう、構成してもよい。

最小ＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｈ）を、そのＶＡＤによって虚弱心臓に提供されるべき必要最低限の心補助に対応付けてもよい。その着想は、そのＶＡＤを、所望のｖＷＦ補充が得られ且つ所要最低限の血流供給が確保されるよう動作させればよい、という点にある。例えば、現在の所要血流を、強い補助が求められる期間、例えば日中活動、歩行、階段登り等々を勘案して患者の現在の灌流需要に関連付け、それら期間にてＶＡＤが相対的に高い平均速度にて稼働するようにすればよい。患者の灌流需要が少ない期間例えば安静時、睡眠中等々は、ＶＡＤをより低い平均速度で稼働させるのに用いることができる。これは、ある程度の血流サポートを維持しながら拍動性を増しｖＷＦの補充を助けるのに役立とう。無論、具体的例えば平均的なＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｈ）に対応する現在の心補助需要が連続様式にて勘案される高度な方式も可能である。このように、制御装置を、現在の所要最小血流と、本願にて提案されている残余拍動性の回復及び維持のためＶＡＤにより提供されうる最大血流と、の間の何らかの利用可能な余剰分を用いるよう、構成してもよい。

ここに、速度変更を「ｘ中のｙ」様式にて同期させること、即ち相連続するｘ個の心周期のうちｙ個のみで本願の速度パルスを発生させることが、更に賢明であろう。例えば、所望最小拍動性を回復又は維持することを狙いとする速度パルスを２中の１、３中の１又は４中の１様式にて、或いは３中の２、４中の２又は５中の２様式にて、即ち相連続する２、３又は４個の心周期毎に１個の心周期にて、或いは相連続する３、４又は５個の心周期毎に２個の心周期にてそれぞれ、誘起させればよい。これが特に有益なのは、心拍数が高すぎる場合や心臓に対するポンプ補助のレベルが適切でない場合であろう。そうした場合に、拍動性の補強を専ら間欠的に提供するのである。判明している通り、これはｖＷＦ補充という目的で問題なく役立ちうる。例えば、その制御装置を、相連続する他のｘ−ｙ個の被補助心臓心周期のうち少なくともｙ個にてＶＡＤの回転速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を設定するよう、ひいては心拍毎平均動脈血圧を所定のしきい値より上に保つよう（ＡｏＰ⁻（ｈ）≧ＡｏＰ⁻ _ｔｈｒ（ｈ））、付加的に構成することができる。

そして、制御装置に備わる先に論じた機能又は機能性を、その制御装置に備わりハードウェア、ソフトウェア又はその任意な組合せの態をなしている相応な情報処理ユニットによって、実現することができる。そうした情報処理ユニットは、個々の所要制御ステップをその情報処理ユニットに実行させるソフトウェアコードを有する相応なコンピュータプログラムにより、構成することができる。そうしたプログラマブル情報処理ユニットは本件技術分野にて、また本件技術分野に習熟した者（いわゆる当業者）にとり周知であるので、ここで詳述する必要はない。更に、その情報処理ユニットに、特定機能で役立つ特定の専用ハードウェア、例えば先に論じた計測信号を処理及び／又は分析するための１個又は複数個の信号プロセッサ等を、具備させてもよい。更に、ＶＡＤの駆動部の速度を制御する個別のユニットを、同じく個別のソフトウェアモジュールにより実現してもよい。

対応するコンピュータプログラムをデータキャリア上に保存しそこにそのコンピュータプログラムを組み入れることができる。これに代え、そのコンピュータプログラムを、例えばインターネットを介し、コンピュータプログラムを含むデータ流の形態で転送するようにして、データキャリアを不要にしてもよい。

本発明の第２態様では、本発明の第１態様に係る制御装置のうち１個を備えるＶＡＤが提供される。例えば、そのＶＡＤをロータリ血液ポンプ、即ちロータリモータにより駆動される血液ポンプとしてもよい。

例えば、そうした血液ポンプをカテーテル式のものとし、対応する血管を介し心臓内に直に埋入又は配置してもよい。

例えば、そのＶＡＤを特許文献１等で公表された血液ポンプとし、患者の左心又は右心内への一時配置又は埋込向けに特化させてもよい。

好ましくは、そのＶＡＤを、これに限られるものではないが以下の特性のうち１個又は複数個を有する低慣性装置とする：（１）そのＶＡＤの可動部品特に回動部品、例えばロータ又はインペラを、軽量素材例えばプラスチック、合成素材等により製作することで、低質量なものとしうること、（２）駆動手段例えば電動モータを、そのモータにより駆動される部品例えばロータ又はインペラのそば、好ましくはすぐ近く、最も好ましくは隣り合わせに配置しうることであり、カテーテル式の場合、好ましくは、電気配線以外のどのような回転駆動ケーブル又は駆動ワイヤも有しているべきではないこと、（３）そのモータにより駆動される部品例えばロータ又はインペラに対するモータの結合又は連結手段例えばシャフトを短くしうること、（４）そのＶＡＤの全可動部品特に回動部品の直径を小さくしうること。なお、上に掲げた特性リストが完全なものであると主張しているわけではないので、本装置を低慣性装置にしうる別の又は代わりの特性を本装置に持たせてもよい。

以下、次の添付図面を参照し諸例を以て本発明を説明する。

ＶＡＤの一例実施形態であり大動脈内に配置され大動脈弁を通り心臓の左心室内へと延伸されるものと、そのＶＡＤ用の制御装置の一例実施形態のブロック構成とを、示す図である。 図１のＶＡＤ例の側面をより詳細に示す図である。 ａ）大動脈圧（ＡｏＰ（ｔ））、ｂ）左心室圧（ＬＶＰ（ｔ））、ｃ）ＥＣＧ（ＥＣＧ（ｔ））及びｄ）速度指令信号軌跡（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））を表す信号波形例、並びにｅ）対応するトリガ信号系列（σ（ｔ））を示すことで、図１の制御装置の制御下で図１及び図２のＶＡＤにより血液の拍動性を回復させ及び／又は維持する拍動速度制御の原理を描出する図である。 いわゆる大動脈内ウインドケッセル効果を近似する電気的モデルの電気的等価回路を示す図である。 心臓の血流Ｑ_{ｈｅａｒｔ}（ｔ）及びポンプの血流Ｑ_ｐｕｍｐ（ｔ）（上図）並びに大動脈圧ＡｏＰ（ｔ）（下図）に関し５種類のシミュレーションシナリオの結果を示す図である。

図１の左手側に、本願にてＶＡＤの一例示的実施形態として記述されるカテーテル式ロータリ血液ポンプ（以下「血液ポンプ」と呼ぶ）を示す。図２にはこの血液ポンプ例がより詳細に示されている。

先に注記した通り、本願提案の用途で用いられるＶＡＤにて充足されるべきものとして発明者により見いだされた重要な物理的必要条件の一つは、何ら有意な慣性がないことである。ロータリ血液ポンプ、例えば図２に示すカテーテル式ポンプ型の血液ポンプは、提唱されている拍内速度変調付速度制御シナリオの実施の支障になりかねないような、有意な慣性を何ら有していない。

この血液ポンプは、カテーテル１０をベースとし、それにより大動脈１２及び大動脈弁１５を介し心臓の左心室１６内へと随時挿入される血液ポンプである（カテーテル式血液ポンプ）。図２中に詳示の通り、この血液ポンプは、カテーテル１０に加え、カテーテルチューブ２０の端部に締結されたロータリポンピング装置５０を備えている。ロータリポンピング装置５０は、モータ部５１と、そこから見てある軸方向距離の位置にあるポンプ部５２とを備えている。フローカニューラ５３は、その一端にてポンプ部５２に連結されポンプ部５２から延びており、その他端にはインフローケージ５４が所在している。そのインフローケージ５４には柔軟且つ可撓なチップ（端部）５５が装着されている。ポンプ部５２はアウトレット開口５６付きのポンプハウジングを備えている。更に、ポンピング装置５０は、モータ部５１からポンプ部５２のポンプハウジング内へと突出するドライブシャフト５７を備えている。そのドライブシャフト５７によって推進要素たるインペラ５８を駆動することで、血液ポンプの動作中に、血液をインフローケージ５４を介し吸い込みアウトレット開口５６を介しはき出すことができる。

然るべく適合化されていればポンピング装置５０により逆方向にポンピングすることも可能であり、例えば血液ポンプを右心内に配置する際にそれが求められる。これに関し完全を期して言えば、図１に示すロータリ血液ポンプはＶＡＤの一具体例であり、これは左心内に配置され左心補助に用いられている。右心補助の場合、血液を肺動脈内へと駆出しうるよう、本例のロータリ血液ポンプを大静脈から右心内へと随時導入して右心内に配置すればよい。その配置にする血液ポンプを、大静脈又は右心室から血液を吸引し肺動脈内へとその血液を駆出するよう構成すればよい。即ち、一具体的実施形態により記述される諸原理及び機能性を右心補助向けに相応に引き写せばよい。従って詳細な記述は必要でない。

図１及び図２では３本の線、即ち２本の信号線２８Ａ及び２８Ｂとモータ部５１に電流を供給するための給電線２９とが、カテーテル１０のカテーテルチューブ２０内を通りポンピング装置５０に通じている。それら２本の信号線２８Ａ，２８Ｂ及び給電線２９の基端は制御装置１００につながっている。言うまでもないが、更なる線を設け他の機能を担わせてもよく、例えばパージ流体線を同様にカテーテル１０のカテーテルチューブ２０内に通しポンピング装置５０に通じさせてもよい。更なる線を別のセンシングテクノロジに基づき付加してもよい。

図２に示す通り、信号線２８Ａ，２８Ｂは血圧センサの構成部品であり、対応するセンサヘッド３０，６０をめいめい有しており、それらセンサヘッドがポンプ部５２のハウジング上に外付け配置されている。第１圧力センサのセンサヘッド６０は信号線２８Ｂと連携している。信号線２８Ａは第２血圧センサのセンサヘッド３０と連携、接続されている。それら血圧センサの例は、特許文献１に記載の如くファブリペローの原理に従い機能する光学式圧力センサであり、その場合はそれら２本の信号線２８Ａ，２８Ｂが光ファイバとなる。とはいえ他の圧力センサを代わりに用いてもよい。基本的には、圧力センサの信号、即ちそのセンサの所在個所での圧力についての個別的情報を運ぶ信号は、好適であればどのような物理的源泉によるものでもよく、例えば光学的、流体的又は電気的源泉等々のそれが、個々の信号線２８Ａ，２８Ｂを介し、制御装置１００のデータ処理ユニット１１０の相応する入力へと伝送されることになる。図１に示す例では、圧力センサが、センサヘッド６０により大動脈圧ＡｏＰ（ｔ）が計測され且つセンサヘッド３０により左心室圧ＬＶＰ（ｔ）が計測されるように、配置されている。

データ処理ユニット１１０は、全ての外部信号及び内部信号の捕捉、ポンプ流推定の基礎となる二種圧力信号間差の計算等を含む実信号処理、捕捉及び計算した信号に基づき心周期内特徴事象を検出するための信号分析、並びにトリガ信号発生器による速度指令信号発生器１２０トリガ用トリガ信号系列σ（ｔ）の生成を目的として、構成されている（詳しくは以下を参照）。

データ処理ユニット１１０は、対応する信号線を介し更なる計測装置３００、例えば患者モニタリングユニット３１０及び心電計３２０に接続されているが、これらの装置は二例に過ぎず、他の計測装置により有用な信号を発生させひいてはそれを用いることもできる。心電計３２０はＥＣＧ信号ＥＣＧ（ｔ）をデータ処理ユニット１１０に供給する。

制御装置１００は更にユーザインタフェース２００を備えており、それにはディスプレイ２１０及び通信インタフェース２２０が備わっている。そのディスプレイ２１０上には、設定パラメタ、パラメタ監視結果例えば圧力信号計測結果、並びにその他の情報が表示される。更に、通信インタフェース２２０により制御装置１００のユーザが制御装置１００とやりとりし、例えばシステム全体の設定を変更することができる。

データ処理ユニット１１０は、とりわけ、被補助心臓の心周期における１個又は複数個の所定特徴事象の生起時を現信号値のリアルタイム分析により導出又は予測し、トリガ信号発生器によるトリガ信号系列σ（ｔ）の生成にそれを用いるよう、構成されている。得られたトリガ信号系列σ（ｔ）は、速度指令信号の変化をトリガすべく速度指令信号発生器１２０に送られる。

更に、データ処理ユニット１１０は、それら速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の従来値をも分析するよう構成されている。即ち、データ処理ユニット１１０は、現及び／又は先行心周期内で生起する特徴事象についての格納済情報に基づき、後来心周期における少なくとも１個の所定特徴事象の生起時を予測するようにも、構成されている。

心周期の具体的な特徴事象の一つは、収縮期開始時における心臓収縮の開始であろう。そうした特徴事象の生起が検出又は予測され、本願提案の如く速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスを心周期と同期させるための事象として用いられる。

速度指令信号発生器１２０は、ポンピング装置５０の速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を生成及び調整し、それを、事象ベース指令信号発生器たるフィードフォワード機構（第１機構）又は圧力制御用外側フィードバック閉ループ機構（第２機構）の態をなす速度制御ユニット１３０に供給するよう、構成されている。

第１機構ではデータ処理ユニット１１０によって少なくとも１系列のトリガ信号σ（ｔ）が供給され、それにより速度指令信号発生器１２０がトリガされる。第２機構では、（指令信号発生器１２０たる）圧力制御アルゴリズムであり外側フィードバックループの態で動作するものに、データ処理ユニット１１０により外部信号及び内部信号を供給し、更にデータ処理ユニット１１０により供給される少なくとも１系列のトリガ信号σ（ｔ）によりその圧力制御アルゴリズムをトリガすることで、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を発生させ所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）を達成する。

これを受け、速度制御ユニット１３０は、カテーテルチューブ２０内に導かれている給電線２９を介しポンピング装置５０のモータ部５１へとモータ電流Ｉ_ＶＡＤ（ｔ）を供給することで、その速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）に従いＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を制御する。供給されるモータ電流Ｉ_ＶＡＤ（ｔ）の現レベルは、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）により定まる目標速度レベルを確立するためポンピング装置５０にて現在必要とされている電流に、相当している。給電線２９を介しポンプは制御ユニット１００との通信も行う。

計測信号例えば供給されたモータ電流Ｉ_ＶＡＤ（ｔ）は、制御装置１００の内部信号を代表する信号として用いられ、更なる処理のためデータ処理ユニット１１０に供給される。

本発明の第１態様に係る制御装置１００は、心補助用ＶＡＤの一例実施形態たる図１及び図２の血液ポンプの速度を変更するよう、構成されている。

制御装置１００は、とりわけ、被補助心臓の心周期内で血液ポンプ５０の速度を変更することでポンプ内血流に変化をもたらすよう、またその速度変更を心周期内所定事象に関わる少なくとも１個の心周期毎事象によって心拍と同期させるよう、構成されている。即ち、データ処理ユニット１１０のトリガ信号発生器によって少なくとも１系列のトリガ信号σ（ｔ）を供給し、それにより速度指令信号発生器１２０をトリガするに当たり、データ処理ユニットにより少なくとも１個の心周期内特定事象についての情報を取得し、その事象の生起を検出し、それに対応する信号情報を用いトリガ信号系列σ（ｔ）を設定すればよい。

しかし、トリガ信号系列σ（ｔ）を供給するトリガ信号発生器を複数個の心周期内事象に依拠するものとし、それら事象を各心周期内で検出し、その分析により対応するトリガ信号系列σ（ｔ）を導出し、それにより指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整して血液ポンプ５０の速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を変更するようにしてもよいので、そのことに留意すべきである。

先に論じた通り、この血液ポンプはロータリポンピング装置５０を備えており、そのインペラの（回転）速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）が速度制御ユニット１３０によって制御されている。血液ポンプの速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）は指令信号発生器１２０により調整される。

血液ポンプによって本提案の血流変化をもたらす第１実施形態によれば、制御装置１００特にその速度指令信号発生器１２０が、ロータリポンピング装置５０の速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整すること、ひいてはそれによりもたらされるＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を変更することで、ＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｔ）を発生させて各心周期にて圧力パルスを誘起させるよう、構成される。

より良好な理解を期し、速度変更の潜在的効果の一例を図３に示す。図３は波形例を伴う図である。

図３ａ）中の波形は大動脈圧信号を表しており、生理学的（非補助時）大動脈圧ＡｏＰ（ｔ）（破線）と、所望（補助時）大動脈圧ＡｏＰ^〜（ｔ）（実線）との間に、違いが生じている。

図３ｂ）中の波形は、左心室圧ＬＶＰ（ｔ）に係る信号を、トリガ信号系列σ（ｔ）の生成又は導出に用いうる特徴的圧力値及び／又は心周期内事象に係る例と共に、表している。

図３ｃ）中の波形はＥＣＧ信号を表している。

図３中の線図は、図１中の制御装置１００の制御下にある図１及び図２の血液ポンプを用いた拍動性血圧回復及び維持の原理を、一例を以て描いたものである。

この目的を踏まえ、図３ｄ）には速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の具体例の一つが示されている。

図３ｅ）には、対応するトリガ信号系列σ（ｔ）が描かれている。

速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）はポンプ速度変更に用いられるものであり、速度指令信号発生器１２０の信号出力に対応しており、且つ速度制御ユニット１３０へと送られている。トリガ信号系列σ（ｔ）を基礎とした事象ベース速度指令信号の生成、即ち事象ベース閉ループ圧力制御により、変更された速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）が生じ、その変更が心拍と同期化される。

指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）は、基本速度レベル
ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｊ）
から、速度パルスの開始に際する増強速度レベル
ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｊ） ＋Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｊ）
への速度上昇を呈しており、Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｊ）により速度パルス内速度差が表されている。

図３では速度パルスの開始を拡張期の終了と同期させている。更に、速度パルスの終了に際し速度が増強速度レベル
ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｊ） ＋Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｊ）
から基本速度レベル
ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）＝ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｊ）
へと低下、復帰することも示されている。

図３では速度パルスの終了を収縮期の終了と同期させている。これらの速度変更は、それぞれ、本願の概要欄で論じた通り、所望最小拍動性を達成するための速度変更の潜在的実現形態を表している。

速度低下は、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスが心拍数依存性パルス持続時間τ^{ａｓｓｉｓｔ}（ｈ）の後に終了するよう、即ちそのパルス持続時間が心拍数ＨＲ（ｈ）に適合化されるよう、トリガされる。即ち、指令信号発生器１２０が、心拍数依存性のパルス持続時間を呈する速度パルスを生成するよう構成されている。

これに代え、速度低下を、所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｊ）が実現されるようトリガすることもできる。これを果たすには、指令信号発生器１２０を、所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｊ）を呈する速度パルスを生成するよう構成すればよい。

図示例では（図３ｄ）、速度パルスの開始に際する速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｊ）分の速度上昇が、この例で言う時点ｔ^ＬＶＰ _ｊ，ＥＤにて終了しており、速度パルスの終了に際する速度低下が、この例で言う時点ｔ^ＡｏＰ _ｊ，ＥＳにて終了している。

好ましくは、動作中に、速度指令信号発生器１２０を、速度差Δｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｈ）を然るべく調整することで拍動性ΔＡｏＰ（ｈ）を制御するよう構成する。先に論じた通り、ｖＷＦ不足が生じえないようにし及び／又は微小血管性灌流が改善されうるようにするには、所望最小拍動性をΔＡｏＰ^〜（ｈ）＝［１５，…，３０］ｍｍＨｇの範囲内とすれば十分であると考えられる。

更に、先に論じた通り、データ処理ユニット１１０は、現在の心拍毎平均動脈血圧ＡｏＰ⁻（ｈ）を計測及び／又は計算するよう、またその現在値を速度指令信号発生器１２０に供給するよう、構成されている。これを踏まえ、速度指令信号発生器１２０は、更に、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整することで、好ましくは所定のしきい値未満への動脈血圧の降下を回避しＡｏＰ⁻（ｈ）≧ＡｏＰ⁻ _ｔｈｒ（ｈ）とするよう、構成されている。

概要欄で論じた通り、十分な最小血圧拍動性の回復及び／又は維持を、ロータリポンピング装置５０の速度を調整し、それによりＶＡＤ誘起性血流Ｑ_ＶＡＤ（ｔ）を心周期のうち拡張期にて実質的に減少させ及び／又は心周期のうち収縮期にて実質的に増大させることで、達成することができる。そのため、具体的諸実施形態では、速度指令信号発生器１２０が、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整することで、被補助心臓の心周期のうち拡張期にて大動脈（又は肺動脈）へと駆出される血液体積を少なくし所定体積を左（右）心室内に残存させるよう、且つその左（右）心室並びにロータリポンピング装置５０により適切な血液体積を収縮期にて共同駆出させるよう、構成されている。言い換えれば、拡張期内速度低下により心臓を適切に充満させることもでき、それによりロータリポンピング装置５０及び生来の心臓からの血液の収縮期共同駆出が可能となる。この点に関し発明者が見いだしたところによれば、ポンプ及び生来の心臓により収縮期にて
Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｈ）＝Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｈ）＋Ｑ_ｐｕｍｐ｜_ｍａｘ（ｈ）＞６Ｌ／ｍｉｎ，…，１０Ｌ／ｍｉｎ
なる総ピーク流を誘起させ、
ＥＶ（ｈ）＝ＥＶ_{ｈｅａｒｔ}（ｈ）＋ＥＶ_ｐｕｍｐ（ｈ）＝４０，…，７０ｍｌ
なる総駆出体積がもたらされるようにすべきであり、それにより所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）≧１５，…，３０ｍｍＨｇを達成することができる。とはいえ、目標となる所望最小拍動性ΔＡｏＰ^〜（ｈ）は固定値ではなく、ｖＷＦの補充より変動しうる。更に、虚弱心臓の生来の拍動性だけでも所望最小拍動性を上回っている場合、無論のことその拍動性を低減させる必要はなかろう。

発明者は、ポンプの心拍毎ピーク流記述値Ｑ_ｐｕｍｐ｜_ｍａｘ（ｈ）及び心臓のそれＱ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｈ）と、それらに対応するポンプの心拍毎総駆出体積ＥＶ_ｐｕｍｐ（ｈ）及び心臓のそれＥＶ_{ｈｅａｒｔ}（ｈ）を、電気的等価回路を構成する数学的モデルにより確認した。用いたモデルが図４に描かれている。

図４に、心臓により血液が駆出される際のいわゆる大動脈内ウインドケッセル効果の動態を近似する、電気的モデルの回路を示す。この電気的モデルは、大動脈弁の抵抗を表す抵抗器（Ｒ_１＝０．０５Ω）と、それに直列接続されており末梢動脈系の抵抗を表している別の抵抗器（Ｒ_２＝１．３２Ω）と、動脈コンプライアンスを表すキャパシタ（Ｃ_２＝１．７Ｆ）とで、構成されている。更に、このモデルでは、（残存している）心出力Ｑ_{ｈｅａｒｔ}（ｈ）及びポンプの血流Ｑ_ｐｕｍｐ（ｈ）が電流源と見なされている。ロータリ血液ポンプの代表としては標準的なポンプたるＩｍｐｅｌｌａ（登録商標）５．０を用いた；更なる細部については非特許文献２を参照されたい。

図５は５種類のシミュレーションシナリオの結果を表したものである。後掲の表に、それら５種類のシミュレーションシナリオの結果を、心拍ｊに係る総血流（Ｑ_{ｔｏｔａｌ}（ｊ））及び対応する拍動性（ΔＡｏＰ（ｊ））についての付加的情報と共に示す。

図５中、左から右にかけて考察されているシナリオ（１）〜（５）は以下の通りである。

シナリオ（１）−「健全心臓」：生来の心機能を想定したものであり、Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｊ）＝１５Ｌ／ｍｉｎなる心臓のピーク流と、ΔＡｏＰ（ｊ）＝４０ｍｍＨｇ（１２０／８０ｍｍＨｇ）なる拍動性とが、ありふれた平均大動脈血圧ＡｏＰ⁻（ｊ）＝１０５．４ｍｍＨｇと共にもたらされている。

シナリオ（２）−「虚弱心臓、補助無し」：心機能が生来機能の１／３に低下しているものであり、Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｊ）＝５．４Ｌ／ｍｉｎなる心臓のピーク流と、ΔＡｏＰ（ｊ）＝１４．５ｍｍＨｇ（４２／２８ｍｍＨｇ）なる非常に低い拍動性とが、ポンプが埋め込まれていない状態で、ＡｏＰ⁻（ｊ）＝３６．８ｍｍＨｇなる非生理的に低い平均大動脈血圧と共に得られている。

シナリオ（３）−「フルアンローディング（Ｐ４）」：最大流の生成を狙い、虚弱心臓を速度レベルＰ４にてポンプにより補助するものであり、Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｊ）＝Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｊ）＋Ｑ_ｐｕｍｐ｜_ｍａｘ（ｊ）＝８．５Ｌ／ｍｉｎなる総ピーク流と、ΔＡｏＰ（ｊ）＝１７．２ｍｍＨｇ（９６／７９ｍｍＨｇ）なる中庸な拍動性とが、ＡｏＰ⁻（ｊ）＝８９．８ｍｍＨｇなる生理的な平均大動脈血圧と共に生じている。

シナリオ（４）−「低拍動性（Ｐ４／Ｐ２）」：虚弱心臓をポンプにより補助し、その速度を変更して収縮期ではシナリオ（３）の速度（Ｐ４）、拡張期では低い速度（Ｐ２）としたものであり、Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｊ）＝Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｊ）＋Ｑ_ｐｕｍｐ｜_ｍａｘ（ｊ）＝８．５Ｌ／ｍｉｎなる総ピーク流と、シナリオ（３）に比べ高くΔＡｏＰ（ｊ）＝２０．４ｍｍＨｇ（７８／５８ｍｍＨｇ）なる中庸な拍動性とが、ＡｏＰ⁻（ｊ）＝７０．６ｍｍＨｇなる低めの平均大動脈圧にて得られている。

シナリオ（５）−「高拍動性（Ｐ９／Ｐ２）」：虚弱心臓をポンプにより補助し、その速度を変更して収縮期では最高可能速度（Ｐ９）、拡張期では低い速度（Ｐ２）としたものであり、Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｊ）＝Ｑ_{ｈｅａｒｔ}｜_ｍａｘ（ｊ）＋Ｑ_ｐｕｍｐ｜_ｍａｘ（ｊ）＝１０．３Ｌ／ｍｉｎなる強い総ピーク流と、ΔＡｏＰ（ｊ）＝２７．４ｍｍＨｇ（９５／６９ｍｍＨｇ）なる最高可能拍動性とが、ＡｏＰ⁻（ｊ）＝８５．２ｍｍＨｇなる中庸な平均大動脈圧にて得られている。

注記すべきことに、シナリオ（３）〜（５）では、ポンプによる拡張期アンローディングの度合の変化によらず同じ量を、収縮期にて心臓が駆出することが、想定されている。

総じて、これらシミュレーション結果によりはっきり示されているのは、その速度変更の焦点を、平均大動脈圧の低下を許容しつつ拍動性を高めることに置くことも、拍動性の低下を許容しつつ平均大動脈圧を高めることに置くことも可能である、という事実である。物理的及び生理学的制約条件、例えば慣性及び溶血が非常に少ないというそれをここでは勘案している。

特に、データ処理ユニット１１０は、速度指令信号発生器１２０をトリガすることで、少なくとも１個の心周期内所定事象について検出又は予測された生起時刻にて速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）のパルスを開始及び／又は終了させるよう、構成されている。データ処理ユニット１１０のトリガ信号発生器により生成された少なくとも１系列のトリガ信号σ（ｔ）が速度指令信号発生器１２０に供給されている。

好適実施形態では、図３に描かれているように、速度指令信号発生器１２０が、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の増大を、その心周期の特徴事象即ちトリガ信号系列σ（ｔ）を生成する基礎となる事象が生起するより所定期間τ^ｉｎｃｒ（ｈ）前に開始させるよう、構成されている。このトリガ信号系列σ（ｔ）を用いることで、ポンプ速度を中庸な様式で変化させて吸引、血液損傷等々を避けることができ、或いは時宜に適った様式でのポンプ速度上昇を可能にして収縮期共同駆出に係る速度変化とそれによりもたらされる圧力変化との間の位相差（脈管構造のコンプライアンス及び血液の慣性）に対処することができる。

図３に描かれている例では、左心室の収縮開始時が特徴時として用いられ、それを勘案してトリガ信号発生器によりトリガ信号系列σ（ｔ）が生成されている。左心室の収縮は、対応するＥＣＧ信号中でＲ波が生起した直後に始まる。従って、速度指令信号発生器１２０を、データ処理ユニット１１０に供給されたＥＣＧ信号に基づきトリガ信号系列σ（ｔ）を導出するよう構成すればよい。データ処理ユニット１１０は、（外付けの）ＥＣＧ装置３２０からＥＣＧ信号を受け取り、トリガ信号発生器によりトリガ信号系列σ（ｔ）を生成するよう、構成すればよい。

先に言及した通り、例えば左心房収縮の開始のように、その生起時が収縮期内駆出期の開始に先行しており事象として使用可能なものを示す他の計測信号を、トリガ信号系列σ（ｔ）を生成するためデータ処理ユニット１１０により用いてもよい。例えば図３ｂ）では、左心室圧ＬＶＰ（ｔ）に係る信号についての例として幾つかの特徴値及び特徴時、即ちその最低値ＬＶＰ_ｍｉｎ（ｊ）、最高値ＬＶＰ_ｍｉｎ（ｊ）、最大経時変化ｄＬＶＰ（ｊ）／ｄｔ｜_ｍａｘ及び最小経時変化ｄＬＶＰ（ｊ）／ｄｔ｜_ｍｉｎがマークされている。

概して、速度指令信号発生器１２０は、データ処理ユニット１１０によってもたらされる少なくとも１系列のトリガ信号σ（ｔ）により速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の調整を心周期と同期させることで、心室収縮の開始及び／又はＥＣＧ信号におけるＲ波の生起に先立ち速度パルスを開始させる。

速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の上昇開始に係る所定期間τ^ｉｎｃｒ（ｈ）は、例えば、その心周期中の関連する特徴事象より、およそτ^ｉｎｃｒ（ｈ）＝１５０ｍｓ、好ましくはτ^ｉｎｃｒ（ｈ）＝１００ｍｓ、最も好ましくはτ^ｉｎｃｒ（ｈ）≦１００ｍｓだけ前に設定すればよい。発明者が更に見いだしたところによれば、所定期間τ^ｉｎｃｒ（ｈ）により、血液が過度に高速で加速されないようにし、血液損傷の蓋然性及び／又は不要な血行力学的効果の蓋然性を減らせるものと考えられる。そのため、速度指令信号発生器１２０は、速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整してＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を円滑に変化させるよう構成される。

具体例の一つとして、図３ｄ）には、ＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）が直線的に増減する傾斜部付きの速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）が示されているが、他の形態にすること、例えば指数的な速度上昇又は低下とすることも可能である。

そして、速度指令信号発生器１２０は、上記所定のパルス持続時間τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）の後、ＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を調整し当初の速度レベルｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｔ）に戻すことで現速度パルスを終了させるよう、構成されている。

これに代え又は加え、速度指令信号発生器１２０を、その心周期の所定特徴事象が生起したとき速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）を調整してＶＡＤの速度ｎ_ＶＡＤ（ｔ）を変更し現速度パルスを終了させるよう、構成してもよい。

好適実施形態では、その所定事象が、被補助心臓の弛緩開始及び／又は大動脈弁の閉止とされる。この場合、その所定の心周期内特徴事象の前、さなか又は後に速度指令信号ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ）の低減を開始させるための所定期間τ^ｒｅｄ（ｈ）をも、勘案するとよい。好ましくは、速度パルスを終結させるためのトリガをトリガ信号系列σ（ｔ）の一部とし、心室弛緩が始まるより期間τ^ｒｅｄ（ｈ）だけ前に、データ処理ユニット１１０により供給する。好ましくは、そのトリガ信号を、先行する心周期中に検出された心室弛緩開始の予測に基づくものとする。

例えば、左心室圧ＬＶＰ（ｔ）が大動脈圧ＡｏＰ（ｔ）未満に降下したことを以て、或いは、これと同じことだが、フローカニューラ５３のインレット５４・アウトレット５６間圧力差が０未満に低下したことを以て、大動脈弁の閉止と判別することができる。

データ処理ユニット１１０は、更に、心周期内特徴事象たる被補助心臓大動脈弁閉止に関わる情報を含む少なくとも１個の信号からトリガ信号系列σ（ｔ）を導出するよう、構成されている。

例えば、被補助心臓の左心室圧ＬＶＰ（ｔ）及び／又は被補助心臓近隣大動脈圧ＡｏＰ（ｔ）を表す計測信号が有用な信号であろう。その血液ポンプが、心臓の右側の補助用及びそこへの配置向けに構成されているのなら、被補助心臓近隣大静脈内血圧ＣＶＰ（ｔ）及び／又は右心室圧ＲＶＰ（ｔ）及び／又は被補助心臓近隣肺動脈内血圧ＰＡＰ（ｔ）を表す信号が、そうした信号となろう。

データ処理ユニット１１０は、速度制御ユニット１３０によりロータリポンピング装置５０へと供給される所要モータ電流Ｉ_ＶＡＤ（ｔ）からトリガ信号系列σ（ｔ）を導出するよう、構成されている。本願中の別の個所で論じた通り、この所要モータ電流Ｉ_ＶＡＤ（ｔ）は、設定されている速度値に追従するためロータリポンピング装置５０にて必要とされるエネルギを反映している。こうして、指令信号発生器１２０を、データ処理ユニット１１０によりもたらされる対応系列のトリガ信号σ（ｔ）によりトリガすればよい。

好ましくは、データ処理ユニット１１０を、循環器系及び心周期の特徴情報を含む少なくとも１個の計測信号を受信、格納及び分析するよう、ひいては先行する心周期の分析結果に基づき少なくとも１個の心拍毎事象を予測するよう、構成する。最も好ましくは、そのデータ処理ユニット１１０を、少なくとも２個の計測信号を分析することでポンプ誘起性圧力変化の影響をフィルタリングするよう、ひいては心周期内特徴事象を信頼性よく検出しうるよう、構成する。

Claims (19)

1. 非拍動型の補助人工心臓即ちＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を事象ベース拍内制御策によって制御する制御装置（１００）であり、被補助心臓の心周期内で当該ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を変更するよう、且つその心周期内の少なくとも１個の所定特徴事象に関わる少なくとも１系列のトリガ信号（σ（ｔ））により当該回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））の変更を心拍と同期させるよう、構成されている制御装置。
2. 請求項１の制御装置（１００）であって、上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を所定のパルス持続時間（τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ））又は心拍数依存性パルス持続時間（τ^{ａｓｓｉｓｔ}（ｈ））に亘り変更することで所定所望最小拍動性（ΔＡｏＰ^〜（ｈ））を注目動脈にて上記心周期内で発生させるよう、且つ上記少なくとも１系列のトリガ信号（σ（ｔ））により当該速度変更の開始及び／又は終了を同期させるよう、構成されている制御装置。
3. 請求項２の制御装置（１００）であって、速度指令信号（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））を生成し上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））の変更に供することで上記所定所望最小拍動性（ΔＡｏＰ^〜（ｈ））を達成するよう、またそれを
   開ループ制御による第１機構であり、上記速度指令信号（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））が指令信号発生器（１２０）を用い所定回転速度レベル間で変更されるもの、或いは
   フィードバック系内閉ループ圧力制御による第２機構であり、上記速度指令信号（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））が心拍（ｈ）毎に自動設定されるもの、
   にて達成するよう、構成されている制御装置。
4. 請求項３の制御装置（１００）であって、上記速度指令信号（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））を調整することで上記所定所望最小拍動性（ΔＡｏＰ^〜（ｈ））を上記第２機構にて達成するよう構成されている制御装置。
5. 請求項２乃至４のうちいずれか一項に係る制御装置（１００）であって、上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を変更することで、上記所定所望最小拍動性（ΔＡｏＰ^〜（ｈ））を相連続するｘ個の被補助心臓心周期のうちｙ個のみで発生させるよう、構成されており、ｘが２より大きい整数、ｙがｙ≦ｘを満たす整数である制御装置。
6. 請求項５に係る制御装置（１００）であって、相連続する他のｘ−ｙ個の被補助心臓心周期のうち少なくともｙ個にて上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を設定することで、心拍毎平均動脈血圧（ＡｏＰ⁻（ｈ））を所定のしきい値（ＡｏＰ⁻ _ｔｈｒ（ｈ））より上に保つよう、構成されている制御装置。
7. 請求項２乃至６のうちいずれか一項の制御装置（１００）であって、更に、上記速度指令信号（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））を調整することで心拍毎平均動脈血圧（ＡｏＰ⁻（ｈ））を所定のしきい値（ＡｏＰ⁻ _ｔｈｒ（ｈ））より上に保つよう構成されている制御装置。
8. 請求項２乃至７のうちいずれか一項の制御装置（１００）であって、上記少なくとも１個の所定特徴事象のうち１個が生起するより所定の第１期間（τ^ｉｎｃｒ（ｈ））前にて上記速度指令信号（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））の調整を開始するよう構成されており、その特徴事象が、好ましくは、心室収縮の開始と、被補助心臓が付された患者からもたらされる心電図信号即ちＥＣＧ信号におけるＲ波（Ｒ）の生起と、のうち少なくとも一方である制御装置。
9. 請求項２乃至８のうちいずれか一項の制御装置（１００）であって、上記所定のパルス持続時間（τ^{ｐｕｌｓｅ}（ｈ）））の経過、適合化された心拍数依存性パルス持続時間（τ^{ａｓｓｉｓｔ}（ｈ））の経過、上記心周期における上記少なくとも１個の所定特徴事象のうち１個の生起、その心周期にてその所定事象が生起する以前の所定の第２期間（τ^ｒｅｄ（ｈ））の経過、のうち少なくとも一つに従い上記速度指令信号（ｎ_ＶＡＤ ^ｓｅｔ（ｔ））の調整を終了するよう構成されており、上記心周期における上記少なくとも１個の所定特徴事象が、好ましくは、被補助心臓の心室弛緩の開始と、大動脈弁の閉止と、のうち少なくとも一方である制御装置。
10. 請求項１乃至９のうちいずれか一項の制御装置（１００）であって、上記ＶＡＤ（５０）のアクチュエータに供給される電流から上記少なくとも１系列のトリガ信号（σ（ｔ））のうち１個を導出するよう構成されている制御装置。
11. 請求項１０の制御装置（１００）であって、上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））の変更による電流変化を、被補助心臓がその心周期を経ることで引き起こされる電流変化から弁別するよう、構成されている制御装置。
12. 請求項１乃至１１のうちいずれか一項の制御装置（１００）であって、被処理計測信号たる少なくとも１個の信号から上記少なくとも１系列のトリガ信号（σ（ｔ））を導出するよう構成されており、その被処理計測信号が次の物理量、即ち上記ＶＡＤ（５０）の血液駆出用アウトレットとそのＶＡＤ（５０）の血液吸入用インレットとの間の血圧差、被補助心臓の心室内血圧、被補助心臓近隣大動脈内血圧、被補助心臓近隣大静脈内血圧、被補助心臓近隣肺動脈内血圧、のうち少なくとも１個を表すものである制御装置。
13. 請求項１乃至１２のうちいずれか一項の制御装置（１００）であって、上記少なくとも１個の被処理計測信号のうち少なくとも１個から循環器系についての特徴的情報を上記心周期内で導出するよう、且つ、先行する心周期中に求まった特徴情報に基づき後来心周期に関し上記少なくとも１個の特徴事象を導出又は予測するよう、構成されている制御装置。
14. 請求項１３の制御装置（１００）であって、上記事象を導出又は予測する際に少なくとも２個の被処理計測信号から上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））の変更の影響を導出するよう、構成されている制御装置。
15. 請求項１乃至１４のうちいずれか一項の制御装置（１００）であって、被補助心臓の心周期のうち拡張期には大動脈内又は肺動脈内へと駆出される血液の量が対応する心室における血液体積を保つものとなり、且つ、収縮期におけるＶＡＤ（５０）及び心室の共同駆出により所定最小総ピーク血流（Ｑ_{ｔｏｔａｌ}｜_ｍａｘ（ｈ））が好ましくは少なくとも６Ｌ／ｍｉｎ、より好ましくは８Ｌ／ｍｉｎとなるように、上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を制御するよう、構成されている制御装置。
16. 請求項１乃至１５のうちいずれか一項に係る制御装置（１００）であって、心臓の収縮期にて上記ＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を上昇させるよう、及び／又は、心臓の拡張期にてそのＶＡＤ（５０）の回転速度（ｎ_ＶＡＤ（ｔ））を低下させるよう、構成されており、どちらの場合も好ましくは基本速度レベル（ｎ_ＶＡＤ ^{ｓｅｔ，ｂａｓｉｃ}（ｔ））が基準とされる制御装置。
17. 請求項１乃至１６のうちいずれか一項に係る制御装置（１００）であって、被補助心臓で現在求められている最小血流需要より上に平均ＶＡＤ誘起性血流を設定しうる場合に限り上記ＶＡＤ（５０）の回転速度を変更するよう構成されている制御装置。
18. 心補助用のＶＡＤ（５０）であって、請求項１乃至１７のうちいずれか一項の制御装置（１００）を備え、好ましくは非拍動ロータリ血液ポンプであり、その血液ポンプが好ましくはカテーテル式であるＶＡＤ。
19. 請求項１８に係り低慣性装置たるＶＡＤ（５０）であって、その低慣性装置が以下の特性、即ちそのＶＡＤの可動部品特に回動部品例えばロータ又はインペラが軽量素材例えばプラスチックにより製作されていて低質量を有すること、駆動手段例えば電動モータがそのモータにより駆動される部品例えばロータ又はインペラの近く、好ましくはすぐ近く、最も好ましくは隣り合わせに配置されており、カテーテル式ならばそのモータが好ましくは回転駆動ケーブル又は駆動ワイヤを有していないこと、上記モータにより駆動される部品例えばロータ又はインペラに対する上記モータの結合又は連結手段例えばシャフトが短いこと、そのＶＡＤの全ての可動部品特に回動部品が小さな直径を有していること、という特性のうち１個又は複数個を有するＶＡＤ。