JP5540153B2 - ポンプの圧力−流量特性を改変するための装置 - Google Patents

Description

発明の詳細な説明

〔技術分野〕
関連明細書の相互参照
本明細書は、参考文献によって本明細書に組み込まれている、２０１０年６月２２日に申請された、米国特許仮出願第６１／３５７，４４０号明細書の優先権を主張する。

本発明は、心室補助デバイスの流体力学ポンプの特性を改変するための、心室補助デバイスおよび方法に関し、とりわけ、心室補助デバイスの流体力学ポンプの圧力−流体特性を改変するための方法に関する。本発明はさらに、コンピュータ読み取り可能記憶媒体に関し、そこで本発明が記憶される。

〔背景技術〕
ヒトの心臓は、ポンプであり、複雑で重要なポンプである。心臓は、時間とともに障害を受けるか、機能不全になり得る。心臓に対する摩耗および障害が十分に重篤になる時に、心臓は、正常にポンプできず、血液を循環できず、結果として心不全として知られる状態となる。世界中で、数百万人が心不全を患っている。多くの人々は薬理学的な治療介入に不応性であり、心臓移植より利益を享受し得る。ドナー心臓が不足しているので、移植可能なものを含む、異なる形態の血液ポンプが次第に実現可能な処置選択に発展してきた。

疾病状態において、患者の心臓の１つまたは両方の心室が、循環を補助するための機械的治療介入が、患者が生きるために必要である程度まで弱り得る。極端な環境において、心臓すべてを除去し、人工心臓と置換するが、一方で、他の場合では、心臓を補助するデバイスが使用される。天然の心臓を除去することなしに、心臓を補助するために使用した血液ポンプシステムは一般的に、心室補助デバイスと呼ばれる。

心臓のいずれかの心室が、弱った状態で機能してよいけれども、左心室の機能停止がより一般的である。通常、血液は僧帽弁を通って左心室に入り、心収縮の間、左心室の絞り作用によって、血液は大動脈弁を通して、大動脈内に排出される。機能停止している左心室を補助するために、心室補助デバイスを、左心室と大動脈の間の血流を補う左心室の頂部に接続可能である。結果として、左心室に入った血液が、心室によって大動脈弁を通して排出されるか、または大動脈内に心室補助デバイスを通して通過してよい。

心室補助は、種々の血液ポンプ設計によって達成されてきた。容積型ポンプのような、初期の心室補助デバイスの主なものは、血液を脈動様式にてポンプした。この場合、心室補助デバイスによって、内嚢が、血液によって能動的に満たされることが許容され、ついで内嚢を加圧するために空気力学動作を用い、循環を補うために患者の大動脈内へ血液を排出する。これらの脈動心室補助デバイスは大きく、大きな体表面積を持つ患者に対しての移植可能処置としてのみ使用可能である。

脈動心室補助デバイスに関連した大きさおよび複雑さの問題を解決するために、設計者は、連続流ポンプを使用することを始めた。これらのポンプは、それらの脈動相当物よりも小さく、より信頼性が高い。連続流または回転ポンプは通常、遠心流ポンプまたは軸流ポンプのいずれかである。遠心流ポンプにおいて、血液を円周方向に加速させ、それによってポンプの外側縁に向かっての移動を引き起こすために、ローターが成形され、一方で、軸流ポンプにおいて、ローターは、らせん状の刃を持つ円筒形状であり、ローターの回転軸の方向への血液の輸送を引き起こす。他の設計が、これらの２つの一般的な形にわたって存在し、斜流または混合流ポンプと呼ばれる。遠心流ポンプに対する軸流ポンプの主要な利点は、所定の流体置換能力に対してより小さいことである。

〔発明の要約〕
ポンプは、低圧インレットからより高圧のアウトレットに流体を伝達する。ポンプの性能は、ポンプ流速、圧力差およびローター速度間の関係によって特徴付けることが可能である。流速は、単位時間あたりの容積に関して測定される。ポンプのアウトレット圧力とインレット圧力との間の差である、圧力差は、「平方インチあたりのポンド」または「ＰＳＩ」のような、単位面積あたりの力に関して測定可能である。圧力差はまた、流体圧力による流体の内部エネルギーを表すために使用される語句である、圧力水頭に関しても測定可能である。圧力水頭は、「ミリメートル水銀」または「インチ水」のような、液体の高さを単位として測定される。

ポンプの特性を数学的に記述する一つの方法は、ポンプの流速の関数として、ポンプにわたる圧力差または水頭を表すことである。この関数は、Ｙ軸として圧力差を、Ｘ軸として流速を用いた曲線として表すことができる。この関数または曲線は、ポンプ速度によって影響を受ける。言い換えれば、ポンプの特性は、圧力差対流速関数または曲線の一群によって記述可能であり、両方がポンプ速度に相当する。

所定のポンプ速度にて、ポンプの圧力差は、流速が上昇すると減少し、言い換えれば、ポンプの流速は、圧力差が増加すると、減少する。このことは、ポンプの圧力差が増加すると、ポンプが流体の流れを発生させることがより難しくなり、結果として流速が低下することを暗示する。

ポンプの圧力または水頭差と流速（Ｈ−Ｑ）関係は、ポンプの型、およびポンプ設計の特質に依存する。例えば、軸流ポンプおよび遠心流ポンプは、異なる特性を持つ傾向にある。比較において、所定の速度に対して、軸流体ポンプの圧力差は、ポンプの流速において、ほとんど効果を持たない傾向にある。言い換えれば、圧力差が減少する時、軸流ポンプの流速は、遠心流ポンプの流速よりも、増加が少ない。

心室補助デバイスのポンプのＨ−Ｑ関係は、生理学的圧力における変化のような、生理学的条件における変化にどのように心室補助デバイスが応答するかに直接影響を与える。臨床的に、遠心流ポンプのＨ−Ｑ関係のいくつかの様態が、ポンプの差異圧力に対するポンプの流速の感受性の増加によって、不利益であることが指摘されてきた。その利点を維持する一方で、軸流ポンプのこの差異に対処するために、本願の発明者らは、より望ましいＨ−Ｑ特性のような、異なるＨ−Ｑ特性をシミュレーションするために、連続流ポンプのＨ−Ｑ特性を改変するための、単純で、安価な方法を発明した。結果として、本発明にしたがって改変した軸流ポンプを持つ心室補助デバイスは、従来の軸流ポンプに関連した、小さな大きさと、速い流速を持つのみではなく、遠心流ポンプの望ましいＨ−Ｑ特性をも持つ。一般的に、本方法は、任意の所望のＨ−Ｑ特性を達成するために、任意のポンプを改変するために使用することが可能である。

以下は、本発明の特定の様態および実施形態の記述である。

第一実施形態は、モーターによって駆動される血液ポンプを制御するための方法を指向する。本方法には、モーターの速度に対して調整を実施することを含む、血液ポンプの本来の圧力−流量特性とは異なる標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変する段階が含まれ、調整は血液ポンプの流速、血液ポンプを通した圧力差、またはモーターの出力消費の関数にしたがって実施される。

第一実施形態にしたがった様態において、方法には、モーターの初期速度から、およびモーターの電流または出力消費から、血液ポンプの流速を推定すること、およびモーターの標的速度を決定するために、推定した流速を用いること、が含まれる。

第一実施形態にしたがった様態において、方法には、血液ポンプの流速を測定すること、およびモーターの標的速度を決定するために、測定した流速を使用すること、が含まれる。

第一実施形態にしたがった様態において、速度を調整するための関数が、血液ポンプの本来の圧力−流量特性と標的圧力−流量特性から由来する。

第一実施形態にしたがった様態において、ポンプの運用圧力−流量特性を改変する段階に、モーターの速度から、およびモーターの電流または出力消費から、血液ポンプにわたる圧力差を推定すること、が含まれる。

第一実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変する段階に、血液ポンプにわたる圧力を測定することが含まれる。

第一実施形態にしたがった様態において、血液ポンプは、軸流ポンプであり、標的圧力−流量特性は、遠心流ポンプの圧力−流量特性である。

第一実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧力−流量特性には、特定の出力−速度関係において作動するために、血液ポンプを制御することが含まれる。

第二実施形態は、電子モーターによって駆動するポンプを制御するために配置されたコントローラーを指向する。コントローラーには、ポンプの本来の圧力−流量特性とは異なる標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、ポンプの運用圧力−流量特性に対して改変を実施するようにプログラムされる制御システムが含まれる。制御システムは、電子モーターの速度に対する調整を伴う改変を実施するためにプログラムされ、調整は、ポンプの流速、ポンプにわたる圧力差、または電子モーターの出力消費の関数にしたがって実施される。

第二実施形態にしたがった様態において、制御システムは、モーターの初期速度から、および電子モーターの電流または出力消費から、ポンプの流速を推定することによって改変を実施するために、そして電子モーターの標的速度を決定するために、推定した流速を使用するために、プログラムされる。

第二実施形態にしたがった様態において、速度を調整するための関数は、ポンプの本来の圧力−流量特性と、標的圧力−流量特性に基づく。

第二実施形態にしたがった様態において、制御システムは、電子モーターの速度から、および電子モーターの電流または出力消費から、ポンプにわたる圧力差異を推定することによって改変を実施するためにプログラムされる。

第二実施形態にしたがった様態において、制御システムは、ポンプにわたる圧力を測定することによって改変を実施するためにプログラムされる。

第二実施形態にしたがった様態において、ポンプは、軸流ポンプであり、標的圧力−流量特性は、遠心流ポンプの圧力−流量特性である。

第二実施形態にしたがった様態において、制御システムは、特定の出力−速度関係において作動するように、ポンプを制御することによって改変を実施するためにプログラムされる。

第三実施形態は、モーターによって駆動される血液ポンプを制御するための方法を指向する。本方法には、モーターの速度に対して調整を繰り返し行うことを含む、血液ポンプの本来の圧力−流量曲線とは異なる標的圧力−流量曲線をシミュレーションするために、血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変することが含まれる。モーターの速度に対する各調整のために、圧力差異対流速のグラフ上のポンプの作動点が、初期点から標的点まで移動するように、初期速度から標的速度へ、モーターは速度を変化させる。初期点と標的点は、同一の流速値であり、異なる圧力差異値を持つ。すべての標的点は、同一の標的圧力−流量曲線上に存在する。

第三実施形態にしたがった様態において、方法には、モーターの速度に対する各調整のために、流速値を推定するか、または測定すること、および流速値とモーターの初期速度からモーターの標的速度を決定すること、が含まれる。

第三実施形態にしたがった様態において、方法には、モーターの速度に対する各調整のために、血液ポンプの本来の圧力−流量曲線と、標的圧力−流量曲線とから誘導される関数より、標的速度を決定すること、が含まれる。

第四実施形態は、心室補助デバイスとして機能しているポンプシステムを指向している。ポンプシステムには、電子モーターによって駆動するポンプ、および、ポンプの本来の圧力−流量特性とは異なる標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、ポンプの運用圧力−流量特性を改変するようにプログラムされる、制御システムが含まれる。制御システムは、電子モーターの速度に対する調整を伴う改変のためにプログラムされ、その調整は、ポンプの流量の、ポンプにわたる圧力差の、または、モーターの出力消費の、関数にしたがって実施される。

第四実施形態にしたがった様態において、制御システムは、モーターの初期速度から、および電子モーターの電流または出力消費から、ポンプの流速を推定することによって改変を実施するように、および電子モーターの標的速度を決定するために、推定した流速を使用するようにプログラムされる。

第四実施形態にしたがった様態において、速度を調整するための関数は、ポンプの本来の圧力−流量特性と、標的圧力−流量特性とから由来する。

第四実施形態にしたがった様態において、制御システムは、電子モーターの速度から、および電子モーターの電流または出力消費から、ポンプにわたる圧力差異を推定することによって改変を実施するようにプログラムされる。

第四実施形態にしたがった様態において、制御システムは、ポンプにわたる圧力を測定することによって改変を実施するようにプログラムされる。

第四実施形態にしたがった様態において、制御システムは、特定の出力−速度関係上で作動するように、ポンプを制御することによって改変を実施するようにプログラムされる。

第五の実施形態は、モーターによって駆動した血液ポンプを制御する方法を指向する。本方法には、初期速度から標的速度まで、モーターの速度への調整を実施することを含む、血液ポンプの流速を、血液ポンプの圧力差における変化により応答するように、血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変することが含まれる。調整は、血液ポンプの流速の、またはモーターの出力消費の関数にしたがって実施される。

第五実施形態にしたがった様態において、方法には、モーターの初期速度から、およびモーターの電流または出力消費から、血液ポンプの流速を推定すること、およびモーターの標的速度を決定するために、推定した流速を使用すること、が含まれる。

第五実施形態にしたがった様態において、関数は、血液ポンプの本来の圧力−流量特性と、遠心流ポンプの圧力−流量特性から誘導される。

第五実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧力流量特性を改変する段階には、モーターの速度から、およびモーターの電流または出力消費から、血液ポンプにわたる圧力差異を推定すること、が含まれる。

第五実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧力流量特性を改変する段階に、血液ポンプにわたる圧力を測定することが含まれる。

第五実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧力流量特性を改変する段階に、特定の出力−速度関係上で作動するように血液ポンプを制御することが含まれる。

第六実施形態は、初期速度から標的速度へのモーターの速度に対する調整によって、血液ポンプの本来の圧力−流量特性とは異なる、標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、モーターによって駆動される血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変するために、コンピュータによって実施可能である命令を含む、コンピュータが読み取り可能な記憶媒体を指向し、調整は、血液の流速の、またはモーターの出力消費の関数にしたがって実施される。

第六実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変するための命令には、血液ポンプの流量を測定するため、またはモーターの速度から、またはモーターの電流または出力消費から、血液ポンプの流速を推定するための命令が含まれる。

第六実施形態にしたがった様態において、調整を実施するための関数は、血液ポンプの本来の血液−流量特性および標的圧力−流量特性から由来する。

第六実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変するための命令には、血液ポンプにわたる圧力を測定すること、またはモーターの速度から、およびモーターの電流または出力消費から、血液ポンプにわたる圧力差を推定するための命令が含まれる。

第六実施形態にしたがった様態において、血液ポンプの運用圧量−流量特性を改変するための命令には、特定の出力−速度関係上で作動するように、血液ポンプを制御するための命令が含まれる。

〔図面の簡単な説明〕
〔図１〕本発明にしたがった心室補助デバイスの略図である。

〔図２〕心室補助デバイスの軸流ポンプの特性を図解しているチャートである。

〔図３〕軸流ポンプの特性と、遠心流ポンプの特性との両方を図解しているチャートである。

〔図４〕所望のポンプ特性を達成するために、どのようにして軸流ポンプの特性が改変されるかの例を図解しているチャートである。

〔図５〕心室補助デバイスの軸流ポンプの改変した特性を図解しているチャートである。

〔図６〕心室補助デバイスの軸流ポンプの特性を図解しているチャートである。

〔図７〕本発明の例示的方法の段階を実施するための、コンピュータ命令を示しているフローチャートである。

〔図８〕本発明の例示的方法の段階を実施するためのコンピュータ命令を示しているチャートである。

〔発明を実施するための形態〕
図１は、本発明の１つの実施形態にしたがった、心室補助デバイス１０の略図を示している。デバイス１０には、患者の循環系との流体連結にて、埋め込み可能な血液ポンプ（例えば連続流ポンプ）が含まれる。血液ポンプ１２は、インレット１４とアウトレット１６を持つ。インレット１４は、患者の心臓の左心室のような、患者の循環系に順に連結し得る導管（示していない）に連結してよい。アウトレット１６は、大動脈中のような、第一導管の下流の患者循環系に順に連結し得る、他の導管（示していない）に連結し得る。連続流ポンプ１２は、患者の腹部、胸腔、または心臓に近い他の局所に埋め込むことができる。埋め込み可能血液ポンプ（例えば軸血液ポンプ）がよく公知であるので、血液ポンプ１２はさらに詳細に記述はしない。例示の目的のために、血液ポンプ１２を、連続、軸流ポンプとして本明細書で記述するが、当業者は、本開示物の教示が一般的に、任意の連続流ポンプの圧力−流量特性を改変するために適用され、軸流構成におけるもののみではないことが理解可能である。言い換えれば、本開示物中の教示を、所望の圧力−流量特性をシミュレーションするために、連続軸流ポンプまたは連続遠心ポンプに適用可能である。

心室補助デバイス１０はまた、軸流ポンプ１２を駆動するための電子モーター１８も含む。電子モーター１８は、任意の好適な型のものであり得る。例えば、電子モーター１８は、交流電子モーターまたは直流電子モーターであり得る。電子モーター１８は、連続型電子モーターまたはステップ型電子モーターであり得る。電子モーター１８と軸流ポンプ１２は、統合ユニットまたは別のユニットを形成してよい。

心室補助デバイス１０はまた、血液ポンプ１２の内側または外側に局在してよい制御システム２０を含む。制御システム２０は、患者の心臓に対する適切な補助を提供するために、特定の速度（複数可）にて、血液ポンプ１２（または電子モーター１８）を作動するよう構成可能である。制御システム２０は、制御ラインを通して、制御システム２０の速度コントローラー２２から、種々の電圧を提供することによって、電子モーター１８の速度を変更可能である。

制御システム２０は、ポンプ１２に対する適切な設定点を確立し、制御するために使用されるマイクロプロセッサー２６を含むことが可能である。制御システム２０はまた、電子モーター１８によって引かれる電流を検出する電流センサー２４を含んでよく、マイクロプロセッサー２６を、その電流シグナルを用いて、ポンプ１２の流速を計算するために使用可能である。マイクロプロセッサー２６は、電流シグナルからモーター負荷（またはポンプの出力消費）を計算可能である。さらに、マイクロプロセッサー２６は、電子モーター１８（またはポンプ１２）の回転速度を示す、速度ライン（例えば、速度コントローラーからマイクロプロセッサーへの伝達）を介してシグナルを送る、または受領することが可能である。電子モーター１８（またはポンプ１２）の速度は、電子モーターの逆起電力シグナルから測定可能である。制御システム２０はさらに、データを記憶するためのメモリ２８を含んでよい。

１つの実施形態において、制御システムは、２つの目的、（１）特定の圧力−流量関係または特性（例えば遠心流ポンプのもの）をシミュレーションするため、または（２）軸流ポンプの流速を、血液ポンプの圧力差に対する変化に反映される、生理学的応答に対して、より応答するようにするため、の少なくとも１つのために、連続流量血液ポンプの圧力−流量特性を改変する方法において、連続流量血液ポンプの速度を制御する。さらに以下で示したように、圧力−流量関係は、特定の標的圧力−流量関係（すなわち、圧力−流量グラフ上の個々の曲線）にしたがって改変され、圧力−流量グラフにおける多くの異なる関係を超え、各関係は、異なるモーター速度にて、ポンプの水圧設計によって定義される。

したがって、この標的圧力−流量関連のゴールの１つは、生理学的応答に対する増加した応答性をシミュレーションすることを意図する。この標的圧力−流量関係は一般的に、ポンプが、少なくともこの１つの曲線の全体領域に沿って作動するように実行されているポンプとは異なるポンプの特性である、少なくとも１つの連続曲線によって表される。この標的圧力−流量関係は、血液粘度変化、または末梢血管抵抗における変化のような、生理学的変化の提示ではなく、圧力範囲および流量範囲によって設定された圧力−流量グラフ中の定義された領域内の血液ポンプの作動を制限する意図はなく、心室内への血液の逆流を防止するために、一時的にポンプの速度を調整することのような、特定の生理学的現象を標的とする意図はない。むしろ、目的は、その本来の特性とは異なるポンプの、基本的運用圧力−流量特性を変化させることである。

制御システムが、連続流ポンプの圧力−流量特性を改変するために、ポンプ速度を制御する方法が、以下のように記述される。

連続流ポンプの性能は、ポンプの圧力差Ｈ、流速Ｑ、およびローター速度Ｓ間の関係によって特徴付けることができる。この関係は、図２で示したように、マップまたはグラフによって表すことが可能である。図２において、圧力差Ｈは、Ｙ軸によって表され、流速ＱはＸ軸によって表される。所定のポンプ速度のために、圧力差Ｈと流速Ｑとの間の関係は、グラフ上、Ｈ−Ｑ曲線によって表される。結果として、連続流ポンプのマップには、Ｈ−Ｑ曲線の一群が含まれ、それぞれの曲線は、すべての異なるポンプ速度Ｓに対して、圧力差Ｈと流量Ｑとの間の関係を表している。

図２中のＨ−Ｑ曲線の一群は、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性を表している。形状、傾き（傾斜）および個々のＨ−Ｑ曲線の場所を含む、本来のＨ−Ｑ特性は、ポンプの特定の水力学設計に固有であり、１つの型のポンプから他へ変化し得る。

本明細書で使用するところの、「Ｈ−Ｑ」は、「圧力−流量」の略語である。語句「Ｈ−Ｑ曲線」および「圧力−流量曲線」は、同一の意味を持ち、相互互換的に使用される。語句「Ｈ−Ｑ特性」および「圧力−流量特性」は同一の意味を持ち、相互互換的に使用される。

ポンプのＨ−Ｑ特性を「改変すること」の以下の記述において、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性が改変されないことが理解されるべきである。改変されているのは、ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性である。先行技術において、ポンプの作動の間の、圧力差Ｈと流速Ｑとの間の関係は、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性に相当する。本発明において、ポンプは、ＨとＱとの間の関係が、他のポンプの本来のＨ−Ｑ特性、または制御されているポンプの本来のＨ−Ｑ特性とは異なる他の標的Ｈ−Ｑ特性に相当するように制御される。すなわち、ポンプが、他のポンプの本来のＨ−Ｑ特性、または制御されているポンプの本来のＨ−Ｑ特性とは異なる他の標的Ｈ−Ｑ特性を一致させる運用Ｈ−Ｑ特性を持つように制御される。

図２で示したように、軸流ポンプのマップを、テストデータによって産出可能である。語句「マップ」は、ポンプに対して本来のものである、圧力差Ｈ、流速Ｑおよびローター速度Ｓ間のマッピングまたは関係を意味する。テストデータを得るために、例えば、ポンプの流速を、異なる値のポンプ圧差およびポンプ速度に関して記録可能である。特に、ポンプ圧差の値は、所定の増加量で、最小値から最大値まで増加可能であり、ポンプ速度の値は、ポンプ圧差の各値に対して所定の増加量で、最小値から最大値まで増加可能である。流速を、圧力差とポンプ速度値の各組み合わせに関して記録可能である。この工程により、軸流ポンプのマップを産出するために使用したテストデータが産出される。

ポンプの圧力差Ｈ、流速Ｑ、およびローター速度Ｓ間の本来の関係を提示する方法は、依存変数として圧力差Ｈ、および独立変数として流速Ｑおよびローター速度Ｓを含む数式または関数ｆ_ＡＦの方法によってである。

下付文字「ＡＦ」は、関数ｆ_ＡＦが軸流ポンプに対してであることを示唆する。一般的に、ｆ_ＡＦは、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性とは異なるＨ−Ｑ特性をシミュレーションするように制御されている任意の血液ポンプのためであり得る。関数ｆ_ＡＦは、図２にて示したポンプマップを産出するために使用したテストデータから由来してよい。例えば、関数ｆ_ＡＦは、任意でテストデータに依存して、各ポンプ速度に対してＨ−Ｑ曲線を補間するか、または近づけるために、任意の所望の程度の多項を使用可能である。結果として、関数ｆ_ＡＦは、ポンプマップのＨ−Ｑ曲線を表す一組の多項からなり、各多項はポンプ速度の値に相当する。

あるいは、関数ｆ_ＡＦは、テストデータを表すために、スプライン補間を使用可能である。例えば、関数ｆ_ＡＦは、各ポンプ速度に対して、Ｈ−Ｑ曲線を補間するために、区分的多項を使用可能である。結果として、関数ｆ_ＡＦは、ポンプマップのＨ−Ｑ曲線を表す一組の区分的多項からなり、各区分的多項は、ポンプ速度の値に相当する。

同様に、関数ｆｃをまた、遠心流ポンプの圧力差Ｈ、流速Ｑおよびローター速度Ｓ間の本来の関係を表すために使用可能である。

本関数ｆｃは、どのように関数ｆ_ＡＦを軸流ポンプのテストデータから得るかと同様の様式で、遠心流ポンプのテストデータから得ることが可能である。下付文字「Ｃ」は、関数ｆｃが、遠心流ポンプに対してのものであり得ることを示す。一般的に、この関数ｆｃは、遠心流ポンプの特性だけでなく、任意の所望のポンプ特性を表すために使用可能である。例えば、関数ｆｃは、圧力差に感受性を有し、所望の流速を持つポンプの特性を単純に表してよい。

図３は、軸流ポンプの本来のＨ−Ｑ特性（実線）と遠心流ポンプの本来のＨ−Ｑ特性（破線）の両方を示している。図３にて図解したように、遠心流ポンプの本来のＨ−Ｑ特性を表している破線は、軸流ポンプの本来のＨ−Ｑ特性を表している実線よりも「より平らな」（すなわち水平により近い）傾向であり、遠心流ポンプの流速が、圧力差における変化により応答することを示している。軸流ポンプに関して、圧力差における所定の差は、遠心流ポンプと比較して、流速におけるより大きな変化に相当する。したがって、軸流ポンプまたは遠心流ポンプいずれかの、各「型」のポンプは、その本来のＨ−Ｑ特性を定義するその固有組のＨ−Ｑ曲線を持つ。第一ポンプ型（例えば遠心流ポンプ）に対する特定のＨ−Ｑ曲線が、第二ポンプ型（例えば軸流ポンプ）の作動の間、望まれる場合、望まれる第一ポンプ型のＨ−Ｑ曲線がシミュレーション可能であるように、第二ポンプ型（軸流ポンプ）における速度を変化させることによって達成可能である。例えば、遠心ポンプに対する１つの特定のＨ−Ｑ曲線が、一連のＨ−Ｑ曲線を含むグラフ上に位置する時に、軸流ポンプに対する（それぞれ異なる速度を表している）多重Ｈ−Ｑ曲線と交差する。したがって、軸流ポンプを用いて、遠心ポンプに対する、所望のＨ−Ｑ曲線をシミュレーションするために、軸流ポンプの速度を、それに応じて（すなわち、軸流ポンプに対する一連のＨ−Ｑ曲線を、遠心ポンプの所望のＨ−Ｑ曲線と交差する点にて）改変および変更する。このＨ−Ｑの改変に対する１つの動機は、生理学的な要求に対するポンプの応答性を増加させることである。かん流に対する要求は、ポンプの異なる圧力にて反映されることが信じられる。ポンプの運用圧力−流量関係の傾きを改変することによって、ポンプの流量変化を、より応答性で、したがって、患者の生理学的要求により適合するように調整可能である。

制御システムは、遠心流ポンプの本来のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするために（または任意の所望のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするために）、軸流ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性を改変するため、方程式（１）および（２）を使用可能である。制御システムは、所定のポンプ速度と流速の関数として、軸流ポンプの速度を調整することによって、軸流ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性を改変可能である。

遠心流ポンプの特性をシミュレーションするために、軸流ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性を改変するための速度調整△Ｓは、以下の方程式にて表される。

方程式（３）において、Ｓは初期ポンプローター速度であり、Ｓ＋△Ｓは、遠心流ポンプの特性をシミュレーションするために必要な標的ポンプローター速度である。方程式（３）から△Ｓの値を求めるために、本発明者らは、

を持つ。

したがって、任意の所定の（Ｑ，Ｓ）の組に対して、制御システムが、△Ｓ＝ｆｓ（Ｑ，Ｓ）と等しい量まで、所定のポンプ速度Ｓから実際のポンプ速度を変更する場合、軸流ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性が、遠心流ポンプの特性と一致する。

数学的に、これは、方程式（４）から計算した△Ｓを、方程式（３）内へ代入することによって図解可能であり、

式中、任意の所定の（Ｑ，Ｓ）の組に対して、方程式（５）が、方程式（２）と同一のＨの値を与える。言い換えれば、関数ｆ_ＡＦ［Ｑ，Ｓ＋ｆ_S（Ｑ，Ｓ）］は関数ｆｃ（Ｑ，Ｓ）と同一である。

以上で言及したように、関数Ｈ＝ｆｃ（Ｑ，Ｓ）は、任意の所望のポンプ特性を表すために使用可能である。したがって、以上の方法は、任意の所望のポンプ特性に一致させるために、軸流ポンプの運用特性を改変するために使用可能である。

方程式（５）において、設定ポンプ速度Ｓ（初期速度）はしばしばすでに公知であるが、流速Ｑは決定されるべきである。軸流ポンプの流速Ｑを測定するために、流量センサーを使用することが可能である。しかしながら、流量センサーは潜在的に、心室補助デバイスの複雑さ、大きさおよびコストに加え、また（センサーがポンプ内、または流入および／または流出導管内へ統合されない場合）心室補助デバイスを移植するための外科手順に対して複雑さを加える。ポンプ内に埋め込まれ、流量（または圧力）を測定する目的のために使用可能な流量センサーを、代替手段として使用可能であるが、コストが上昇する。センサーはまた、複雑さのレベルを増加させ、信頼性に対する追加の懸念を導入する。センサーが桁違いの費用がかからなくなるまで、そして本目的のためにより実用的になる時まで、流速Ｑが、流量メーターの利用なしに推定される。参考文献によって本明細書に組み込まれている、米国特許公開第６，９９１，５９５号明細書は、ポンプ速度（またはモーター速度）とポンプ出力消費ＰＣから、またはポンプ速度（またはモーター速度）と電子モーターの電流Ｉから、流速Ｑを推定するための方法を開示している。ポンプ出力消費ＰＣを推定することが、流速Ｑを計算するために使用され、本発明者らは、

を持つ。

結果として、速度調整△Ｓは、方程式（６）を方程式（４）内に代入することによって、ポンプ速度Ｓとポンプ出力消費ＰＣの関数として表すことができる。

ついで、所望の特性に一致させるために、軸流ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性を改変するために、制御システムが、その両方が任意の外部センサーなしに制御システムから得ることが可能な、ポンプ速度および出力消費の関数である、量△Ｓによって、設定ポンプ速度を調整する。

以下は、単純で、低位の多項を用いてどのように△Ｓを計算するかを図解している実施例である。本実施例において、軸流ポンプの本来のＨ−Ｑ特性が、方程式

によって概算され、式中各ａおよびｂは、ポンプＳの関数であり、

式中α、β、γ、δおよびεは定数である。

所望のＨ−Ｑ特性（標的Ｈ−Ｑ特性とも呼ぶ）は、本来のＨ−Ｑ特性とは異なる。本実施例において、軸流ポンプに対する所望のＨ−Ｑ特性は直線であり、

として表され、式中ｍおよびｎはまた、ポンプＳの関数であってよく、

として表すことができる。

方程式（３）と同様に、方程式（１１）の所望の特性をシミュレーションするために、軸流ポンプの運用特性を改変するため、軸流ポンプの速度を、特定の量△Ｓによって、初期ローター速度Ｓから変えることが可能であり、以下の方程式が満足されるべきである。

方程式の左側にて、ａＱ＋Ｂは、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性を表している。方程式の右側にて、ｍＱ＋ｎは、所望のまたは標的Ｈ−Ｑ特性を表している。方程式１４にて、方程式（９）および（１０）での表現が、ａおよびｂに対して利用されており、標的ポンプローター速度を表しているＳ＋△Ｓが、開始ポンプローター速度Ｓの位置に挿入された。

方程式（１４）から△Ｓを解くために、本発明者らは、

を持つ。ポンプ速度（Ｓ＋△Ｓ）は負ではあり得ないので、正の平方根が使用される。

ｍおよびｎがまた、ポンプ速度Ｓの関数であり得ることを考慮に入れると、方程式（１６）は、

として表すことが可能であり、式中軸流ポンプの流速Ｑが、ポンプ速度（またはモーター速度）とポンプ出力消費から、またはポンプ速度（またはモーター速度）と電子モーターの電流から推定可能である。以上より、所望のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするために必要な速度調整△Ｓが、流速Ｑと開始ローター速度Ｓ（方程式１７を参照のこと）の関数であり、この関数は、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性と、所望のＨ−Ｑ特性から由来するか、またはこれらの基づく（方程式１４を参照のこと）。ポンプの本来のＨ−Ｑ特性および所望のＨ−Ｑ特性を、メモリ２８内のような、制御システム２０の効果的なメモリ内に記憶可能である。

制御システムが、方程式（１７）に記載したように、△Ｓと等しい量によってポンプ速度を調整した時に、軸流ポンプの運用特性が、方程式（１１）の所望の特性をシミュレーションするように改変される。言い換えると、Ｓが方程式（８）中、Ｓ＋△Ｓによって置換される場合、方程式（８）によって記述されたような軸流ポンプのＨ−Ｑ特性が、方程式（１１）によって記述された所望のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするために改変される。

図４は、方程式（１１）の所望のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするために、方程式（８）、（９）および（１０）にて記載されたような、軸流ポンプの特性を改変するために、ポンプ上の特定の点にて、ポンプのポンプローター速度Ｓの調整がどのように達成されるかを図で示している。

図４において、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性は、実線にて図解されたＨ−Ｑ曲線によって表されており、各Ｈ−Ｑ曲線は、他のＨ−Ｑ曲線のものとは異なる単一ポンプローター速度に相当する。ただ２つのＨ−Ｑ曲線（２つローター速度）を、本実施例の図解の明確化、および簡易化のために図解しており、ポンプの本来のＨ−Ｑ特性には、さらなるＨ−Ｑ曲線が含まれ、ポンプがおそらく作動することが可能な各ポンプローター速度Ｓに対して、１つのＨ−Ｑ曲線が存在することが理解されるべきである。（また標的Ｈ−Ｑ曲線とも呼ばれる）所望のＨ−Ｑ曲線を、破線で図解している。所望のＨ−Ｑ曲線は、ポンプの本来のものではなく（すなわちポンプの本来のＨ−Ｑ曲線とは異なり）、単一ポンプローター速度に相当しない。

図４を参照して、ポンプはまず、速度Ｓ１にて点Ａで作動する。推定した流速Ｑ_Ａから、圧力Ｐ_Ａを以下の方程式

を用いて計算可能である。

ポンプ圧における変化があり、流速が新規値Ｑ_Ｂに変化する時、軸流ポンプの開始点が、ローター速度調整△Ｓが存在しない場合、図４にて示したように、ＡからＢに変化する。ＡからＢへの移動において、ポンプは、その本来のＨ−Ｑ特性を表している１つの実線に沿って作動している。したがって、ローター速度調整△Ｓなしに、ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性が、その本来のＨ−Ｑ特性に相当する。フラッター破線の所望の特性をシミュレーションするために、軸流ポンプの運用Ｈ−Ｑ特性を改変するため、ポンプローター速度を、ポンプの開始点をＣに運ぶように変化させる。開始点Ｃは、所望のＨ−Ｑ曲線（破線）上の新規流速値Ｑ_Ｂに相当する。以下は、どのようにして新規ポンプローター速度を決定可能かを記述している。

点Ｃにて、所望の圧力を、以下の方程式

から計算可能である。

方程式（１９）の所望の特性をシミュレーションするために、方程式（１８）によって記述されたような軸流ポンプの特性を改変するため、以下の方程式が満足させられ、

式中、Ｓ_２は所望のポンプ速度であり、開始ポンプ速度Ｓと速度調整△Ｓの合計である。

方程式（２０）からＳ_２を解くために、本発明者らは、

を持つ。

ポンプ速度Ｓ_２は負ではあり得ないので、正平方根を使用し、以下を取得する。

方程式（２２）にしたがって、流速Ｑ_Ｂの関数として、新規ポンプ速度Ｓ_２にてポンプを作動することによって、方程式（１８）によって記載された軸流ポンプの特性を、方程式（１９）の所望の特性をシミュレーションするために改変する。

方程式（１８）〜（２２）によって記述された方法は、軸流ポンプと遠心流ポンプを用いたテストベンチ上で首尾よく実施されてきた。テストにおいて、軸流ポンプの運用特性が、遠心ポンプの特性をシミュレーションするために改変された。

以上の記述より、ポンプのＨ−Ｑ特性を改変する段階に、圧力差対流速のグラフ上のポンプの開始点（例えば図４）が、初期位置（例えば図４中の点Ｂ）から、標的点（例えば図４中の点Ｃ）まで動くように、初期速度から標的速度へ、量△Ｓによって、ローター速度Ｓを調整することが含まれ得ることが理解可能である。初期および標的点は、同一の流速値（例えば図４中Ｑ_Ｂ）、および異なる圧力差値（例えば図４中Ｐ_ＢおよびＰ_Ｃ）を持つ。設定応答時間の以下の記述より、速度調整を、任意の回数繰り返すことが可能であることが理解可能である。速度調整を多数回繰り返した時に、ポンプの作動点が、そのすべてが同一の所望のＨ−Ｑ曲線（例えば、図４中の破線）上に存在する、さらなる標的点に移動する。したがって、標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、ポンプの運用圧力−流量特性を改変することは、初期速度から標的速度まで、モーターの速度を繰り返し調整することによって実施可能である。各繰り返しにて、新規の標的速度が存在する。あらゆる標的速度が、同一の所望のＨ−Ｑ曲線上のポンプ作動点に相当する。

図５は、約１，０００ＲＰＭの増加で、約６，０００ＲＰＭから約１５，０００ＲＰＭまでの範囲のポンプ速度に相当する軸流ポンプの本来のＨ−Ｑ曲線（データマーカーなしの実線）を示している。図５はまた、約４，０００ＲＰＭのポンプ速度にて、遠心ポンプの本来のＨ−Ｑ曲線（破線）も示している。図５で示したように、遠心ポンプのＨ−Ｑ曲線は、軸流ポンプのＨ−Ｑ曲線よりも「平ら」であり（すなわち、水平により近い）、これは、遠心ポンプの圧力差に対する変化が、その流量において、軸流ポンプの圧力差に対する、その流量における変化よりも影響が大きいことを示唆している。

図５はさらに、約９，０００ＲＰＭおよび約１２，０００ＲＰＭの初期速度にて、異なる水力学的設計を持つ他のポンプの本来のＨ−Ｑ特性をシミュレーションする、軸流ポンプの改変したＨ−Ｑ曲線（データマーカーありの実線）を示している。この特定の実施例に対して、軸流ポンプが、設定初期速度で開始する。本テストに対しての所望のＨ−Ｑ曲線は、本来のＨ−Ｑ曲線よりも「平らである」と定義される。最初にポンプにわたる圧力差が変化した時、流量は、初期ローター速度に相当している本来のＨ−Ｑ曲線にしたがうことによって応答する。設定応答時間（すなわち圧力変化後の時間間隔）にて、方法は、計算した圧力および流量が、所望のＨ−Ｑ曲線上に存在するかどうかをモニタし、決定する。応答時間は、ほんの一瞬から何秒までの範囲でよく、結果として、それぞれ、循環変位に対する高頻度の応答、またはより長期間のトレンドに対する低頻度の応答となる。反応時間は、心臓リズムに相当する必要はない。このテストの場合に対して、応答時間は、段階的な低頻度調整を実施するために設計される。本方法は、所望の圧力−流量関係を達成するために適切な速度について計算し、調整する。ポンプの作動点が、開始速度での本来のＨ−Ｑ曲線上の一点から、計算された速度での本来のＨ−Ｑ曲線上の他の点へ横断する。同一の工程が、すべてのレベルの圧力変化に対して、それ自身繰り返される。多重圧力変化からの結果である、種々のポンプ作動点は、すべての所望のＨ−Ｑ曲線上に位置する。図５が示すように、改変した軸流ポンプのＨ−Ｑ曲線は、とりわけ流速が２リットル／分より大きな場合、「より平ら」である。本実施例は、本発明が、ポンプの流速が圧力変化に対してより応答性であるように、軸流ポンプの特性を改変することにおいて効果的であることを示している。

各ポンプは、様々な作動速度（または出力または電流）を定義した本来のＨ−Ｑ曲線の固有の組を持つ。したがって、ポンプ型に対して本来的ではない標的Ｈ−Ｑ関係を、所望の標的圧力−流量曲線をシミュレーションするためにポンプの速度を変更することによって達成可能である。血液ポンプの関連で、ポンプは、個々の循環系に統合されることになる。ポンプ流入とポンプ流出にわたる圧力が変化するので、与えられた速度でポンプの外に流れ出る血液が変化する。例えば、末梢血管抵抗が増加する場合、一定の速度で、モーターが血管系に対して血液を伝達するためによりいっそう働いており、したがって流量が減少する。血管抵抗が減少した時に圧力差が減少するので、ポンプを通った血流が増加する。

異なる観点から、特定の圧力−流量特性は、出力および／または電流および電圧およびローター速度の関数であり得、またはこれらから推定可能である。例えば、末梢血管抵抗の増加がある場合、流出圧が、結果として血液ポンプにわたる圧力差の増加となる、流入圧より比較的に高い。結果として、一定速度でポンプによりほとんど流量が伝達されず、より低い電流（およびより低い出力）に導かれる。逆もまた正しい。したがって、任意のポンプ型に対する本来のＨ−Ｑ曲線がまた、それぞれ異なるモーター速度を発生する異なるレベルの出力または電流に相当する。

特定のモーターおよびポンプに対して、固有の関係がモーター出力（または電流または電圧）、流量および差異圧力間で存在する。結果として、特定の出力−速度関係にしたがうように、ポンプの速度を制御することが、ポンプが固定された速度で作動することを強要することによって達成され得るよりも、効果的に圧力−流量関係を変更する。したがって、制御システムが、遠心流ポンプの所望のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするため（または任意の所望のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするため）、ポンプのＨ−Ｑ特性を改変するために、特定の出力−速度関連を使用可能である。このアプローチを用いて、流量または圧力が、制御システムによってはっきりと推定されるか、または測定される必要はない。このアプローチは、図６で示したように、出力−速度平面において、ポンプの特性を考慮することによって理解可能である。ポンプを固定された速度に設定した場合、ポンプは、この平面の垂直ライン上での出力レベルで作動する。ポンプ出力が増加するので（これは一般的に流量が増加する場合でのように）、作動点が、より高い出力に対して垂直にちょうど移動するが、同一の速度のままである。速度が変化する場合、ポンプが新しい速度に相当している異なる垂直ライン上で作動する。したがって、固定された速度モードにて、ポンプが、図６にて、細い実線として図解され、「等速度ライン」として表示された垂直ラインである、速度−出力曲線の一群の任意の１つ上で作動する。

制御システムはまた、ポンプを、出力−速度平面中の非垂直曲線上で強制的に作動させ得る。例えば、選択した曲線が、有限な正の傾きを持つ線である場合、出力が増加するので、コントローラーはまたポンプの速度を増加させる。特定の出力−速度関係の代表である、１つのそのような曲線を、図６にて、太い実線で図解し、「改変Ｐ−Ｓライン」と標識している。したがって、ポンプは一般的に、固定された速度制御が許容されるよりも、より高い流量にて作動する。実際には、これにより、ポンプが、Ｈ−Ｑ平面中の傾きの少ない曲線上で作動することを引き起こし、効果的にポンプの運用Ｈ−Ｑ特性を改変する。ポンプは、図６で図解したものとは異なる他の非垂直曲線（非垂直出力−速度関連）に沿って作動するように制御可能である。流速または圧力を推定すること、または測定することなしに、測定した出力および速度にのみ基づいた、軸流ポンプの速度を調整することによるこの制御の様式が、より望ましい軸流ポンプのＨ−Ｑ特性を産出するために使用可能である。

以上の記述より、任意の所望のＨ−Ｑ特性をシミュレーションするための速度調整が、開始または初期ローター速度、およびモーターの出力消費の関数であることが理解可能である。図４と関連して記述したように、速度調整は、初期ローター速度とポンプの流速の関数であり得る。したがって、本発明は、初期ローター速度の、および、ポンプの流速およびモーターの出力消費の１つまたは両方いずれかの、関数として、速度調整を包含する。

以上で記述した制御方法の一様態は、本来のＨ−Ｑ曲線の一群からのどのＨ−Ｑ曲線が、ポンプがその上で作動すべきかを決定することである。その上でポンプが作動する本来のＨ−Ｑ曲線が、「効果的Ｈ−Ｑ曲線」と呼ばれる。１つのアプローチは、特定の作動点を選択し、ついでその点を通して通過するＨ−Ｑ曲線上で作動することである。このことは、固定した速度モード（例えば図４中の点ＡからＢ）を制御することによって達成可能であり、所望の作動条件または点（例えば図４中の点Ｃ）を達成するためにポンプ速度を調節することが続く。いったんポンプの作動点が選択されたならば、ポンプを、所望の作動点を通して通過する特定のＨ−Ｑ曲線に続くように制御可能である。各ポンプ速度調整間の応答時間は、ほんの一瞬から幾秒かまで変化可能である。患者の要求に依存して、本方法は、高頻度での循環変化に対して反応する応答時間を減少可能であり、または反対に、長期トレンドに対して反応する応答時間を増加可能である。ゴールは、患者のかん流の要求、およびポンプにわたる差異圧力における変化において、それ自身明確にする心臓の負荷を満たすことである。例えば、患者が運動する場合、左心室圧が増加し、ポンプにわたる圧力差の減少を引き起こす。本方法は、生理学的要求を満たすために、（本来の関係とは異なる）運用流量−圧力関連を提供する。

安全性の観点から、ポンプまたは生理学的状態にて持ち上がる任意の問題の結果として、ユーザーまたは患者を危険な状態に置くことを避けるために、望まない速度または状態にポンプをコントローラーが駆動することを防止するために、速度上限および下限を予め設定する。とりわけ、ポンプ速度は、先に特定した許容可能な操作ウインドウ外に変化することを許容されない。実際には、下限および上限速度を、ポンプがあまりにも少ない、またはあまりにも多い血液をくみ出す状況を避けるために、安全制限として、心臓のローディングおよびアンローディングを制御するために確立する。速度があまりにも遅い場合、ポンプが、患者を支持するために、心臓から十分な血液をくみ出さなくてよい。速度があまりにも速い場合、血液が心房から心室を満たす速度よりもさらに心室の血液をくみ出してよく（心室に連結した場合）、したがって、心室内の崩壊を潜在的に引き起こす。安全制限は、各個人に対して個々に特異的であり、制限は速度にしたがって設定されることに注意すべきである。言い換えれば、ポンプは、それぞれポンプの速度によって定義された、多数のＨ−Ｑ曲線上いずれの場所においても作動を許容されるが、上限または下限を超える速度を表しているＨ−Ｑ曲線上では許容されない。

任意の以上の方法は、例えば、ＡｃｔｉｖｅＸ、Ｊａｖａ（登録商標）、ＣおよびＣ＋＋言語のようなコンピュータプログラム言語を用いて実行され、オブジェクト指向プログラミング法を用いる。コンピュータ読み取り可能コードを持つ、任意のそのような結果としてのプログラムは、１つまたはそれ以上のコンピュータ−読み取り可能記憶媒体内に埋め込まれるか、または提供され、それによってコンピュータプログラム製品が作製される（すなわち、製品）。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、例えば、固定（ハード）ドライブ、ディスケット、光学ディスク、磁気テープ、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）などのような半導体メモリ、またはインターネットまたは他のコミュニケーションネットワークまたはリンクのような任意の送信／受領メディアであってよい。コンピュータコードを含む製品は、コードを１つのメディアから直接実行することによって、コードを１つのメディアから他のメディアにコピーすることによって、またはコードをネットワーク上にて伝達することによって、作成および／または使用されてよい。例えば、コンピュータコードは、制御システム２０の効果的な記憶媒体中に記憶されてよい。効果的なメモリは、制御システム２０（例えば図１中のメモリ２８）中に含まれてよく、または制御システム２０から遠隔で局在してよい。効果的なメモリが制御システム２０から遠隔で局在する場合、コンピュータコードまたはその断片を、効果的なメモリから制御システム２０へ送信することが可能である。

図７で示したように、コンピュータ読み取り可能記憶媒体中に埋め込まれた、コンピュータ読み取り可能コード、コンピュータプログラム製品、または製品は、以下の例示的方法の段階を実施するための命令を含み得る。

特定の組の圧力−流量特性（例えば遠心流ポンプ）をシミュレーションするために、連続流ポンプ（例えば軸流ポンプ）の圧力−流量特性を改変すること。

連続流ポンプの圧力−流量特性を改変する段階には、１つまたはそれ以上の以下のサブ段階が含まれ得る。

サブ段階１：電子モーターの速度から、および電子モーターの電流または出力消費から、連続流ポンプの流速を推定することであって、電子モーターは、連続流ポンプを駆動する、推定すること、および、
サブ段階２：所望の圧力−流量特性（例えば遠心流ポンプ）をシミュレーションするため、ポンプの推定した流速（例えば軸流ポンプ）および電子モーターの設定速度の関数として、電子モーターの速度を調整することであって、関数は、ポンプの圧力−流量特性（例えば軸流ポンプ）および所望の圧力−流量特性（例えば遠心流ポンプ）から由来可能である、調整すること。

図８で示したように、コンピュータ読み取り可能記憶媒体中に埋め込まれたコンピュータ読み取り可能コード、コンピュータプログラム製品、または製品は、以下の例示的方法の段階を実施するための命令を含み得る。

ボックス１００は、初期速度から標的速度への、血液ポンプモーターの調整を実施することを含む、血液ポンプの本来の圧力−流量特性とは異なる、標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、血液ポンプの運用圧力−流量特性を改変する段階を実施するための命令を示している。

図８において、より大きなボックス内に含まれるより小さなボックスは、より大きなボックスによって表された段階を実施するための任意のサブ段階を表している。ボックス１１０は、血液ポンプの流速の、またはモーターの出力消費の関数にしたがったモーターの速度を調整するための命令を表している。ボックス１２０は、血液ポンプの流速を推定するため、または測定するため、およびモーターの標的速度を決定するために推定した流速を使用するための命令を表している。ボックス１３０は、血液ポンプの本来の圧力−流量特性および標的圧力−流量特性から由来する関数にしたがって、モーターの速度を調整するための命令を表している。ボックス１４０は、特定の出力−速度関係上で作動するように、血液ポンプを制御することによってモーターの速度を調整するための命令を表している。

以上は、本発明のある心室補助デバイスを記述しているが、本発明は心室補助デバイスに限定はされない。事実、本発明は、任意の流体伝達システムとともに使用してよい。さらに、本発明は軸流ポンプに限定はされない。本発明は、ギアポンプまたはレシプロ型ポンプまたは放射流ポンプのような任意の容積型ポンプ、遠心流ポンプまたは混合流ポンプのような任意の速度ポンプを含む、任意の好適なポンプの性能を改変するために使用してよい。さらに、本発明は、任意の所望のポンプ特性を一致させるために、ポンプの性能を改変するために使用可能である。例えば、本発明は、ポンプの流速が、ポンプの圧力の変化に対してほとんど応答しないように、ならびにポンプ圧の変化により応答するように、ポンプの性能を改変するために使用可能である。

本発明の特定の実施形態が示され、記述される一方で、変更および改変を、そのより広い様態において、本発明から逸脱することなしに実施可能であることが、当業者に対して明白である。したがって、本発明の精神および範囲内に入るため、付随する請求項は、その範囲内に、すべてのそのような変更および改変を包含する。

本発明にしたがった心室補助デバイスの略図である。 心室補助デバイスの軸流ポンプの特性を図解しているチャートである。 軸流ポンプの特性と、遠心流ポンプの特性との両方を図解しているチャートである。 所望のポンプ特性を達成するために、どのようにして軸流ポンプの特性が改変されるかの例を図解しているチャートである。 心室補助デバイスの軸流ポンプの改変した特性を図解しているチャートである。 心室補助デバイスの軸流ポンプの特性を図解しているチャートである。 本発明の例示的方法の段階を実施するための、コンピュータ命令を示しているフローチャートである。 本発明の例示的方法の段階を実施するためのコンピュータ命令を示しているチャートである。

Claims (15)

1. 電子モーターによって駆動する軸流ポンプを制御するよう構成されたコントローラーであって、
   軸流ポンプの本来の圧力−流量特性とは異なる標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、前記軸流ポンプの運用圧力−流量特性に対して改変を実施するためにプログラムされた制御システム、を含み、
   前記制御システムが、電子モーターの速度に対する調整を伴って改変を実施するようにプログラムされ、前記調整が、前記軸流ポンプの流速、前記軸流ポンプにわたる圧力差、または電子モーターの出力消費の関数にしたがって実施され、
   前記標的圧力−流量特性が、前記軸流ポンプとは異なる水力学的設計を有するポンプの圧力−流量特性である、コントローラー。
2. 前記制御システムが、前記軸流ポンプの流速を推定することによって改変を実施するように、および前記電子モーターの標的速度を決定するために、前記推定した流速を使用するようにプログラムされる、請求項１に記載のコントローラー。
3. 前記制御システムが、前記軸流ポンプの流速を測定することによって改変を実施するようにプログラムされる、請求項１に記載のコントローラー。
4. 速度を調整するための関数が、前記軸流ポンプの本来の圧力−流量特性と、標的圧力−流量特性に基づく、請求項１に記載のコントローラー。
5. 制御システムが、前記電子モーターの速度、および前記電子モーターの電流または出力消費から、前記軸流ポンプにわたる圧力差を推定することによって、改変を実施するようにプログラムされる、請求項１に記載のコントローラー。
6. 前記制御システムが、前記軸流ポンプにわたる圧力を測定することによって、改変を実施するようにプログラムされる、請求項１に記載のコントローラー。
7. 前記標的圧力−流量特性が、遠心流ポンプの圧力−流量特性である、請求項１に記載のコントローラー。
8. 前記制御システムが、特定の出力−速度関係上で作動するように、前記軸流ポンプを制御することによって改変を実施するようにプログラムされる、請求項１に記載のコントローラー。
9. 心室補助デバイスとして機能しているポンプシステムであって、
   電子モーターによって駆動する軸流ポンプ、
   上記軸流ポンプとは異なる水力学的設計を有するポンプの標的圧力−流量特性をシミュレーションするために、上記軸流ポンプの運用圧力−流量特性を改変するようにプログラムされる制御システム、
   を含み、
   前記制御システムが、電子モーターの速度に対する調整を伴う改変を実施するようにプログラムされ、前記調整が、前記軸流ポンプの流速、前記軸流ポンプにわたる圧力差、またはモーターの出力消費の関数にしたがって実施される、ポンプシステム。
10. 前記制御システムが、前記軸流ポンプの流速を推定することによって改変を実施するように、および前記電子モーターの標的速度を決定するために、前記推定した流速を使用するようにプログラムされる、請求項９に記載のポンプシステム。
11. 前記制御システムが、前記軸流ポンプの流速を測定することによって、改変を実施するようにプログラムされる、請求項９に記載のポンプシステム。
12. 速度を調整するための前記関数が、前記軸流ポンプの本来の圧力−流量特性と、標的圧力−流量特性から由来する、請求項９に記載のポンプシステム。
13. 前記制御システムが、前記電子モーターの速度から、および前記電子モーターの電流または出力消費からの、前記軸流ポンプにわたる圧力差を推定することによって、改変を実施するようにプログラムされる、請求項９に記載のポンプシステム。
14. 前記制御システムが、前記軸流ポンプにわたる圧力を測定することによって、改変を実施するようにプログラムされる、請求項９に記載のポンプシステム。
15. 前記制御システムが、特定の出力−速度関係上で作動するように前記軸流ポンプを制御することによって、改変を実施するようにプログラムされる、請求項９に記載のポンプシステム。

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