JPH0450831B2 - - Google Patents

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JPH0450831B2
JPH0450831B2 JP63128556A JP12855688A JPH0450831B2 JP H0450831 B2 JPH0450831 B2 JP H0450831B2 JP 63128556 A JP63128556 A JP 63128556A JP 12855688 A JP12855688 A JP 12855688A JP H0450831 B2 JPH0450831 B2 JP H0450831B2
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chamber
support device
flow
valve
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Ai Shingu Paramu
Jei Booruto Uiriamu
Shii Sooyaa Dana
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Abiomed Inc
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Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は一般的には心臓補助システムに関し、
詳しくいうと、非同期で血流を連続的に最適化す
るように自動的に制御される重力充填式使い捨て
形式の血液ポンプを使用する生体外のシステムに
関する。
［従来の技術］ 心臓補助システムは心臓切開後の心室機能障
害、心筋梗塞後の心臓性シヨツク、及び心臓移植
への橋渡しを含む多くの臨床的状況において採用
されている。これらシステムの多くは、患者の状
態の変化に応答して適正な血流を確保するため
に、心拍数、心臓収縮期間、駆動圧力、真空圧
力、流量、及びタイミングのようなポンプ制御変
数の調整を必要とするという点で、精々半自動で
ある。
かかるシステムの１つが1976年12月22日に出願
され、1977年１月12日に公告されたドイツ出願第
2658104号に記載されている。この出願はダイア
フラムポンプを使用するシステムを記載してお
り、ダイアフラム位置トランスジユーサがダイア
フラムが完全に押しつぶされた又は完全に伸張し
たことを指示する信号を提供する。このトランス
ジユーサの信号は電磁弁を動作させるために使用
され、電磁弁は空気流がダイアフラムの方へ移動
して壁を押しつぶし、従つて心臓収縮ポンプ作用
を提供しようとすることを可能にするか、或は圧
力を減少させて血液がポンプを満たすことを可能
にする。このシステムはポンプが常に最低の可能
な周波数でポンプ駆動するように構成されてい
る。かくして、入力のより高い充填速度によるポ
ンプをより速く鼓動させることになる。
第２の従来技術の方法は1977年11月23日に出願
され、1980年５月15日に公告されたソ連の発明者
の証明書第733688号「デバイス・フオー・インダ
イレクト・コントロール・オブ・パーフオーマン
ス・オブ・アーテイフイシヤル・ハート・ウイ
ズ・エクスターナル・ニユーマテイツク・ドライ
ブ」に記載されている。この証明書はガス圧の変
化率を制御する信号を発生し、かつ空気圧駆動の
心臓ポンプにおけるガスの圧縮率係数を補正する
信号を発生するためのシステムを開示している。
代数加算器が体積流量を示す信号及びガス圧の微
分値を示す信号を加算し、それによつて流量の補
正された信号を発生する。人工心臓のストローク
容積を決定するために、加算器からのフイルタさ
れた信号が積分器に転送され、この積分器の積分
期間は特定の制御ユニツトによつて制御される。
他のシステムは例えば、1979年にシユプリンゲ
ル・ヘルラークによつて発行され、インスブルツ
クのフエリツクス・ウンゲルによつて編集された
書籍「アシステツド・サーキユレーシヨン」に記
載されている。この書籍の第322頁には空気流の
方向の変化を指示する信号及び０の値の空気流の
到来を指示する信号が発生される圧力及び流れを
測定する方法が開示されている。これら２つの信
号は結合され、解析されて空気のストローク容
積、心臓周波数、収縮期の継続時間、収縮圧と拡
張圧との差、収縮期の流れの領域対時間の中心及
び拡張期の流れの領域対時間の中心に対する値を
もたらす。ポンプの実際のストローク容積はミニ
コンピユータにより計算でき、その値は外科医に
フイードバツクされる。
［発明が解決しようとする問題点］ これら従来技術のシステムの欠点の１つは収縮
期の拍動中線対称の袋状体が押しつぶされ過ぎ、
従つてその壁間で血液を圧縮することにより血球
が溶血する可能性があるということである。その
上、従来技術のポンプの多くがそうであるよう
に、ポンプが真空を使用するときにはいつでも問
題が生じる。何故ならば、これは本物の心房の押
しつぶし又は空気の吸引をもたらす可能性がある
からである。
［発明の目的］ 本発明の主な目的は重力で充填される生体外の
ダイアフラムポンプを使用して患者の心臓の本当
のリズムに関して非同期で心室の機能を遂行し、
最適の血流で動作する完全に自動化された制御シ
ステムを提供することである。
［問題点を解決するための手段］ 大ざつぱに言うと、単一の心室又は両心室の心
臓補助手段として働き得る拍動性心室補助システ
ムが提供される。ポンプそれ自身は患者の身体の
外側に配置され、一対の室を含む使い捨て形式の
ダイアフラム式ポンプである。第１の室は袋状体
が受動である。即ち、空気圧で駆動されない、か
つ患者から重力だけの影響で連続的に充填される
ようになされた人工心房である。三つ葉弁によつ
て第１の室に接続された第２の室もまた、押しつ
ぶし可能な袋状体を含むが、この場合にはこの袋
状体は空気圧で駆動され、かつポンプ作用を行な
つて人為的収縮期を形成する。第２の室には、収
縮期中、ガス流が電磁弁を通じて提供され、袋状
体を押しつぶして第２の三つ葉弁を通じて血液を
患者に排出し、一方人為的拡張期においては、電
磁弁はこの袋状体を取囲む空気の空間を大気に通
気することを可能にし、それによつて血液が重力
によつて上部の室から袋状体中に流れることを可
能にする。
本発明に対する鍵はガス供給源から電磁弁を介
してダイアフラムポンプの第２の室に至る空気系
の空気流の測定に基づいて、ポンプの完全な自動
制御を行なうポンプ作用制御システムである。空
気系で発生される体積流量信号は、流量が第１の
袋状体の内容物が実質的に空になつて第２の能動
室に移つたことを示す特定の値より低い値に降下
した時点を検出することによつて拡張動作を終了
させるために使用される。正常な状況において
は、この拡張期の終了は拡張を終了させるだけで
なく、電磁弁の動作を通じて収縮を開始させる。
この収縮期間は調節可能な時間期間の間続く。こ
の時間期間は各拍動毎に再計算され、袋状体の容
積の約80％の最大ストローク容積を提供し、それ
によつて袋状体の壁の完全な押しつぶしをなく
し、その結果血液が溶血することはない。
単一のポンプを使用してもよいけれど、右及び
左の両心室を独立にポンプ駆動することを可能に
するように、一対のポンプを使用してもよい。
［実施例］ 以下、本発明の好ましい実施例について添付図
面を参照して詳細に説明する。
第１図を参照すると、ポンプの拡張期、即ち、
ポンプから血液が収縮により排除される前に流入
血液がポンプの能動部分の袋状体を充填している
サイクルの部分、の動作状態にある本発明の心室
支援システムの好ましい一実施例が例示されてい
る。このシステムは２つの主要なサブシステム、
即ち、駆動コンソール３８及び１回限り使用の使
い捨て形式の血液ポンプ、よりなる。本物の心臓
と類似する血液ポンプはそれぞれが可撓性の袋状
体１６及び２６をそれぞれ含む２つの室１４及び
２４と、２つの弁２２及び３０とから構成されて
いる。すべての構成要素はポリウレタンから作ら
れている。上部の室１４は充填室又は心房として
作用し、下側の室２４はポンプ作用室又は心室と
して作用する。
ポンプ作用の袋状体２６は、血液が流入する室
１４の袋状体１６及びシステムの圧力から、入口
にあるポリウレタン製の第１の三つ葉弁２２及び
出口にある第２の三つ葉弁３０によつて隔絶され
ている。流入室１４は管体及びカニユーレを介し
て患者の心臓の本物の心房に接続される。ポンプ
の充填は心房圧及び重力の結果として連続的であ
り、かつ受動的である。ポンプの充填はシステム
を患者の心房レベルより低くする、代表的には20
cmを越えない範囲で低くする、ことによつて達成
される。流出室２４は駆動コンソール３８から送
られる空気パルスによつて空にされ、そして空気
がコンソールを通じて排出されるときに流入室の
血液により充填される。第１図に示すように、入
力ポート１２は患者からおおむね堅い壁で囲まれ
た流入室１４内に位置付けされた流入袋状体１６
に血液を運ぶ。この流入室１４は開口１８を通じ
て大気に通気されており、サイクルのこの部分に
おいて、袋状体１６がおおむねつぶれた状態にあ
る間に空気がこの室に流入することを可能にす
る。袋状体１６は完全にはつぶれていないで開口
が残つており、従つて血液流入ポート１２からの
血液がこの袋状体を通過して三つ葉弁ハウジング
２０に含まれる開いた三つ葉弁２２を通過するこ
とを可能にするということを注意すべきである。
流入血液は主として重力によつて提供される。こ
の拡張モードにおいて、出口弁３０は、重力及び
心房圧の力がこの弁３０を開くには不十分である
ので、閉じたままである。出口弁３０は出口ポー
ト３２に流体連通状態に結合されており、一方出
口ポート３２は患者の心房系に接続されている。
駆動コンソール３８は空気ポンプ５０を含む。
この空気ポンプ５０は加圧空気を発生し、圧力調
整器５２を通じて電磁的に制御される駆動弁４６
に供給する。空気ポンプ５０は代表的には約20〜
60psiの圧力を発生し、圧力調整器５２は左心室
として作動されたときに約250mmHgの圧力を、ま
た右心室として作動されたときには約200mmHgの
圧力を、それぞれ発生するように構成されてい
る。駆動弁４６の出力は流量センサ４０を介して
気送管３６に接続されている。しかしながら、拡
張期として図示された位置においては、弁４６は
空気圧を気送管３６に結合せず、空気ポンプ５０
からの圧力を遮断して気送管３６を大気に連通
し、気送管３６を通じて室２４の外側部分を通気
する。流量センサ４０は差圧測定装置を備えた任
意適当な体積流量センサ、例えば、絞りオリフイ
ス、でよい。流量センサ４０からの出力は心室支
援システム全体の動作を制御するためのソフトウ
エアを含むコンピユータ４４に接続されている。
このコンピユータ４４は駆動弁４６が閉塞位置に
ある（図示された）又は第２図に例示した開放位
置にある時点を制御する制御信号をこの弁に戻
す。
サイクルの拡張部分中、血液が袋状体２６を充
填するときに、空気が室２４の外側部分から送ら
れ、この空気流はセンサ４０からコンピユータ４
４に、血液の流入により血液が袋状体２６へ流入
していることを示す信号を提供する。
第２図には同じ構成要素がポンプ収縮期の動作
状態で示されている。この例では、弁４６は開放
され、ポンプ５０からの加圧空気は調整器５２及
び気送管３６を通じて室２４の外側部分に供給さ
れ、流出袋状体２６を圧縮し、それによつてサイ
クルの拡張期中に蓄積された血液を弁３０を介し
て患者の心房系に強制的に送る。袋状体２６の内
部容積が加圧される結果、弁２２は閉成し、血液
は流出によつてのみ患者に放出され、第１の室の
袋状体１６には戻らない。しかしながら、この加
圧が進行している間でさえ、流入血液は流入袋状
体１６に流入して次のサイクルに備えてそこに蓄
積してもよい。
機械的ポンプの血液と接触する表面のすべて、
即ち、入力ポート及び出力ポート、並びに弁及び
袋状体の内表面、は米国マサチユーセツツ州、ダ
ンバースのアビオメド、インコーポレイテツドに
よつて商品名「Angioflex」として販売されてい
るポリウレタンより形成された。これは好ましい
材料であるけれど、十分な抗血栓崩壊性表面を提
供する任意の材料が適当する。好ましい実施例で
は袋状体１６及び２６の体積はそれぞれ100cm3で
あり、約80cm3の出力ストローク体積をもたらす。
患者に接続するための代表的な値は1/2インチの
内径の管体である。
前に述べたように、この支援システムの動作の
鍵はソフトウエアで作動されるコンピユータ４４
である。システムのソフトウエアは基本的には２
つのループ、即ち、１つが「バツクグラウンド」
ループであり、他方が「フオアグラウンド」ルー
プである２つのループとして動作する。このソフ
トウエアの基本構造は第３図に示されている。
バツクグラウンドループは流れの計算、収縮期
の継続時間の計算、警報検出及び表示更新を処理
する。ループの各サイクルは計算を行ない、そし
て警報器及びキーボードモニタ状態をチエツクす
る。流れは実際と目標のストローク容積を比較す
るバツクグラウンド計算の結果として行なわれる
収縮期間の調整によつて最適化される。主フオア
グラウンドループは自走の4msの割込みによつて
開始されるが、しかし8msのサイクル期間に対し
て交互の割込みで実行されるだけである。各割込
みルーチン中、アナログ値はサンプルされ、前面
パネルのキーボードがキーの押圧の有無について
チエツクされる。プログラムは制御及びポンプ作
用ルーチンに切換わり、流れ及び圧力値をテスト
し、かつ必要に応じて空気弁（駆動弁）を動作さ
せる。
自動零点調整が131秒毎に各ポンプ作用ルーチ
ンによつて実行され、拡張期を僅かに延長し、か
つ流れトランスジユーサのソフトウエアの再較正
を行なう。
主フオアグラウンドループによる空気弁の開閉
は次のように実行される。即ち、カウンタが所望
の収縮時間に設定され、空気弁が開放される。そ
の後、8ms毎にカウンタが8msずつ減少され、カ
ウンタが０又は負になるまでテストされ、そして
空気弁が閉塞される。拡張期が始まり、大きなド
ロツプオフが生じる流れ値を監視し、次にブラン
キング期間を待ち、そして流れ値をサンプリング
する。この流れは小さな特定の値に減少したとい
うことを反復テストが示すときに、拡張期が終了
したとみなされ、空気弁は開放され、サイクルが
繰返される。
詳しくいうと、ソフトウエアは拡張モードの期
間を制御し、センサ４０で測定された流量が袋状
体２６の実質的な充填状態を示す特定のレベル以
下に減少したときにこのモードを終了させる。こ
れが生じると、コンピユータは駆動弁４６に信号
を提供し、この弁４６の位置を、気送管３６から
の空気を大気に通気する閉塞位置から圧力調整器
５２を介してポンプ５０からの加圧空気を受入れ
る開放位置に変化させる。弁のこの開放はサイク
ルの収縮部分を開始させる。ソフトウエアは収縮
期の継続時間を制御し、この継続時間を、袋状体
２６の80％を空にするのには十分であるが、しか
し血球に損害を与える可能性のある袋状体の壁の
完全な押しつぶしの十分手前で停止させるように
意図された初期の予め定められた時間期間、例え
ば800ミリ秒として確立する。
一般的にいうと、選択された公称の初期の予め
定められた値は目標のストローク容積より大きい
ように設定され、全搏動又はポンプのストローク
毎に収縮時間が適当な値だけ、例えば25ミリ秒だ
け、収縮パルスの継続時間が目標のストローク容
積に実質的に等しい容積の血液を排出するのに十
分となるまで、減少される。排出される血液の量
の測定はサイクルの前の拡張部分の間流量センサ
からの信号を積分し、各搏動に対し手前の４つの
搏動の平均値を取ることによつて行なわれる。こ
の平均値はコンピユータ４４においてストローク
容積に対する目標値と比較される。この比較の結
果は収縮時間が減少され続けられるべきか否かを
決定するために使用される。コンピユータ４４で
の比較が、減少された期間が搏動当りの実際の出
力血液流量が目標値に等しい値に達したというこ
とを示すと、収縮期の時間期間はもはや減少され
ない。
２分毎の適当な間隔で、この時間期間は特定の
量だけ増加され、ストローク容積が目標値と比較
される。この比較が、前の時間期間が正しかつた
ということを示すと、この時間期間は直ちにその
値に減少される。新しい値が目標値より低いとき
には、この時間期間は再び２分後に増加される。
かくして、収縮パルスの時間期間は搏動毎に増加
されるのではなくて、周期的に割込まれて増加さ
れることによつて特定の値に関して振動しないシ
ステムが確立される。
駆動弁の位置が開放位置から閉塞位置へ及び閉
塞位置から開放位置へ変化するときに圧力及び流
れの過渡状態が生じ、感知された流れ信号に反映
される。それ故、コンピユータはこれら過渡状態
を無視するようにプログラムされ、その後で生じ
る値についてのみ動作する。
ソフトウエアシステムについてさらに詳しく説
明する。ポンプ作用サイクルは常に収縮期から始
まるということを理解すべきである。駆動弁４６
はポンプ作用を開始し、上に説明したように、収
縮期はポンプ作用の袋状体２６が約80％乃至約90
％押しつぶされるようにソフトウエアのバツクグ
ラウンドループにおいて最適化された可調節時間
期間の後で終了する。サイクルのこの部分は、ま
た、ポンプ作用の袋状体の完全な押しつぶしを検
出し、阻止する特定のソフトウエアを含む。
フオアグラウンドループにおいてもなお、収縮
期に対する可調節の予め定められた時間期間の終
了時に、駆動弁４６は反対の位置に変化し、室２
４の外側容積中の空気が流量センサを介して大気
に逃げることを可能にし、また、上に説明したよ
うに、拡張期はこの空気の流れが非常に小さな値
に減少されたときに、或は最大の時間が経過した
ときに、終了する。
第４図には圧力及び拡大された負の流れ信号に
対する代表的な時間波形が示されている。負の流
れは室２４から離れる方向への流れと定義され、
正の流れは室２４に向かう方向への流れと定義さ
れる。第４図において、点Ａは駆動弁４６が開い
たときの時間であり、気体が気送管３６を通つて
室２４に送られることを可能にする。かくして、
気体の圧力はこの点で増大し、弁４６が時間Ｂで
閉塞したときの収縮期の終了まで、増大したまま
である。次に、負の流れがほぼ点Ｂにおいて始ま
り、感知された負の流れに過渡状態を生じさせ
る。これは時間ＢとＣとの間に現われる。拡張期
間は、負の流れがA′で生じる予め設定された値
より低い値に減少するまで続き、この時点で拡張
期間は終了する。
フオアグラウンドループのほかに、プログラム
は流れの計算及び表示を可能にし、かつまた収縮
期間の調整についての制御を可能にするバツクグ
ラウンドループを含む。上記したように、測定さ
れたストローク容積が目標の容積と相違する場合
には、収縮期間の継続時間がそれに応じて調整さ
れる。収縮期の搏動の継続時間が最小の安全値よ
り低い値に減少することを防止する対策がプログ
ラムになされている。上述の構成を使用して、収
縮期の継続時間は最小値から最大値に移動するの
に約30分を必要とするであろう。一方、収縮期の
継続時間は最大値から最小値へは２分より少ない
時間で減少し得る。実際の状況においてはいずれ
の状況も得られそうにない。
流量を決定するために、搏動の拡張部分中にデ
ータが得られる。差圧トランスジユーサ４０は極
性及び振幅がこのセンサ（トランスジユーサ）を
通る流量を表わす信号を発生する。センサの値は
８ミリ秒毎にサンプルされる。センサ４０からの
差圧信号は空気流の速度の平方に比例するとみな
すことができるから、この値の積分（搏動当りの
体積流量を求める）が各データ点の平方根に比例
する値として計算される。
フオアグラウンドループで測定された実際の流
量積分値は減圧時の過渡状態による指数関数的な
人為結果を除去するように調整される。これは人
為結果の初期部分に相応する指数関数的曲線の下
側の領域を計算することによつて行なわれる。こ
の積分値の調整値は４つの搏動の間蓄積される。
４つの搏動の後、蓄積された積分値の和が流量の
読みに変換され、動作中の平均流量値を計算する
のに使用される。この平均値は各新しい４つの搏
動の和を前に計算された値に加算し、次いで合計
値を２で割ることによつて計算される。収縮期の
継続時間の基準として並びに流量が予め定められ
た最小レベルより低いレベルに降下したというこ
とを指示する警報の基準として使用されるのはこ
の流量値の平均である。４つの搏動の平均に基づ
く収縮期の系圧が予め定められた許容可能なレベ
ルに達しない場合の低圧警報器が、また、設けら
れている。低圧警報器の他に、４つの搏動の平均
に基づく収縮期の系圧が特定の値を越えた場合の
高圧警報器も存在する。
上述のポンプ作用プログラムは正常な動作に対
するものである。システムは、また、手動で取り
はずしモードに変換することができる。この取り
はずしモードにおいてはポンプによつてある時間
期間にわたり送出される総流量の容積が正常なモ
ードでポンプが動作したときに生じる値よりも小
さな一群の値の任意の選択された１つに設定され
る。この取りはずしモードは血液のポンプ作用負
荷を徐々に患者自身の心臓に移すために使用され
る。これは搏動数を変えて拡張期の長さを、搏動
の全長さが取りはずしモードに対して選択された
量に等しい支援システムからの平均流量出力容積
を有するに十分な値になるまで、随意に延長する
ことによつて達成される。取りはずしモード中
に、血液の容積がこの値より低くなつた場合に
は、システムは各搏動の継続時間が目標値のスト
ローク容積をもたらすのに十分となるまで、取り
はずしモードでない場合に生じるのと全く同じよ
うに、搏動数を自動的に増大させる。
第５図は本発明の心室支援システムの電気機械
的素子を示すものである。入力空気をフイルタす
るフイルタ６０を取入れ口に有する空気コンプレ
ツサ（空気ポンプ）５０は出力圧力を調整器５２
に提供する。逃し弁６１はコンプレツサからの圧
力が65psiを越えた場合の安全弁である。充気室
６２は圧力調整器５２からの比較的高流量の出力
ガスがコンピユータ４４により制御される２位置
ソレノイド弁４６の入力に供給されることを確実
にするための溜となる。ソレノイド弁はソレノイ
ドが付勢されていないときには大気側に連通して
おり、従つて調整器５２からの加圧空気を気送管
３６に通さない。かくして、図示の例ではシステ
ムはソレノイド弁が大気側に連通した第２の位置
にある状態を示し、気送管３６からの空気がオリ
フイスブロツク６４を通つて切換弁７０に達し、
そこからフイルタ７４を通つて外部の大気に送出
される。この負の方向への空気の流れは流速を示
すオリフイスブロツクを横切る圧力降下を測定す
る差圧トランスジユーサ４０によつて測定され
る。ゲージ圧トランスジユーサ６６は室２４の圧
力の変化をコンピユータ４４に指示する出力を提
供する。ソレノイドが付勢され、弁４６がコンプ
レツサ側につながると、調整器５２からの高圧ガ
スが直接気送管３６に供給される。
上記した素子の他に、切換弁７０はフートポン
プ７２によつて心臓システム全体の緊急動作を可
能にするために含まれている。かくして、コンプ
レツサ５０が万一故障した場合に、切換弁７０は
作動されて気送管３６を直接フートポンプ７２に
接続し、このフートポンプ７２は緊急時に心臓支
援システムを動作させるのに必要な圧力を供給し
続けるために手動で作動させることができる。
単一のポンプ構成を取るものとして本システム
を一般的に説明したが、互いに全く同じ一対のポ
ンプが使用できるということも理解できよう。こ
の場合、一方は左心室作用を提供するために使用
され、他方は右心室作用を提供するために使用さ
れる。これらポンプは独立に動作させることもで
きる。何故ならば、コンピユータは両ポンプをコ
ンピユータ内のラウンドロビン・デイストリビユ
ータを通じて交互に制御するのに十分な速さで動
作することができるからである。
記載した本発明の好ましい実施例について種々
の変形、変更並びに改変がなし得ること理解すべ
きである。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の原理に従つて構成された搏動
性心室支援システムのポンプ拡張期の構成を示す
概略構成図、第２図は第１図の心室支援システム
のポンプ収縮期の構成を示す概略構成図、第３図
は第１図及び第２図のシステムの動作において使
用するのに適したソフトウエア構造を示すフロー
チヤート、第４図は第１図及び第２図のシステム
における圧力及び流れの波形示す概略図、第５図
は第１図及び第２図の心室支援システムの電気機
械的サブシステムを示す概略ブロツク図である。 １２……入力ポート、１４……流入室（上部の
室）、１６……流入室の可撓性袋状体、１８……
開口、２０……三つ葉弁ハウジング、２２……第
１の三つ葉弁、２４……流出室（下部の室）、２
６……流出室の可撓性袋状体、３０……第２の三
つ葉弁、３２……出力ポート、３６……気送管、
３８……駆動コンソール、４０……流量センサ
（差圧トランスジユーサ）、４４……コンピユー
タ、４６……電磁弁（ソレノイド弁）、５０……
空気ポンプ（空気コンプレツサ）、５２……圧力
調整器、６０……フイルタ、６１……逃し弁（安
全弁）、６２……充気室、６４……オリフイスブ
ロツク、６６……ゲージ圧トランスジユーサ、７
０……切換弁、７２……フートポンプ、７４……
フイルタ。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 患者に対する生体外の心室支援装置であつ
    て、 周囲空気が通ることを可能にする開口を備えた
    外壁を有し、かつ該外壁により囲まれる領域内に
    含まれる第１の可撓性の袋状体素子を有する流入
    室と、 前記患者と前記第１の袋状体素子との間を流体
    連通状態に結合して、前記患者から当該入力ポー
    トを通じて前記第１の袋状体素子に血液を自由に
    流すことを可能にする入力ポートと、 非弾性の外壁及び該非弾性の外壁によつて囲ま
    れた領域内に含まれる第２の可撓性の袋状体素子
    を有する流出室であつて、該室の前記第２の袋状
    体素子の外側の領域がこの袋状体素子の内側に関
    して気密封止されている流出室と、 前記第１の袋状体素子と前記第２の袋状体素子
    との間に結合され、これら袋状体素子間に前記第
    １の袋状体素子から前記第２の袋状体素子に向か
    う方向にのみ血液流を可能にするように構成され
    た第１の弁手段と、 前記第２の袋状体素子から前記患者の動脈系に
    流体を移送するための出力ポートと、 前記第２の袋状体素子と前記出力ポートとの間
    に結合され、前記第２の袋状体素子から前記出力
    ポートに向かう方向においてのみ前記第２の袋状
    体素子から前記出力ポートに血液流を通すように
    構成された第２の弁手段と、 実質的に一定圧力の加圧ガス源と、 第１の位置において前記ガス源を前記第２の袋
    状体素子の外側でかつ前記第２の室の内側部分に
    結合するように動作し、また第２の位置において
    前記第２の袋状体素子の外側で前記流出室の内側
    部分を後記気送管と当該弁を介して周囲空気に通
    気するように動作する制御可能な弁と、 前記第２の袋状体素子の外側の前記第２の室の
    領域を前記制御可能な弁に結合する気送管と、 前記第２の室から離れて前記制御可能な弁へ向
    う方向に通過する体積ガス流を感知し、該ガス流
    を示す出力信号、すなわちガス流速またはガス流
    量信号を提供する感知手段 とを有し、前記流入室と流出室が互いにかつ前
    記患者に関して、前記入力ポートから前記第１の
    袋状体素子を通つて前記第２の袋状体素子へ重力
    による流れを可能にするように、配置されている
    心室支援装置において、 前記感知されたガス流を示す信号に応答して、
    前記制御可能な弁が前記第２の位置にある時間期
    間を制御することによつて前記制御可能な弁を制
    御し、ポンプから搏動当り予め定められた目標出
    力容積の血液を供給することを可能にするプログ
    ラマブル手段を具備し、該プログラマブル手段
    が、前記第２の室への血液の流入が実質的に終了
    したということを示すガス流速または流量の値よ
    り小さい値に前記感知されたガス流が減少したと
    き、前記第２の位置にある時間期間が終了するよ
    うに前記制御可能な弁を制御することを特徴とす
    る心室援装置。 ２ 前記制御可能な弁が前記第２の位置にある時
    間期間が、前記ガス流を示す信号が予め定められ
    た値より低い値に減少したときに、終了し、前記
    制御可能な弁が前記第１の位置にある時間期間
    が、初めに全ストローク容積に対して必要である
    よりも大きな予め定められた時間期間を設定し、
    その後前記目標の容積が得られるまで、数個の搏
    動にわたり前記時間期間を減少させて調節するこ
    とによつて決定される特許請求の範囲第１項記載
    の心室支援装置。 ３ 前記制御可能な弁が前記第１の位置にある時
    間期間が、搏動当りの測定された容積として作用
    するところの、少くとも前の１つの拡張期中の前
    記ガス流信号の積分値を測定することに基づいて
    調整される特許請求の範囲第２項記載の心室支援
    装置。 ４ 前記測定された容積が目標の容積を越えたと
    きに、前記予め定められた時間期間が各搏動当り
    一定量の時間だけ、前記目標の容積が得られるま
    で、減少され、また、前記測定された容積が前記
    目標の容積よりも小さいときには、前記目標の容
    積に達するまで、前記時間期間が数個の搏動期間
    に等しい間隔でのみ増加される特許請求の範囲第
    ３項記載の心室支援装置。 ５ 流れ出力の体積流量を選択し、搏動当りの前
    記目標出力容積における単位時間当りの搏動数を
    調整して前記選択された体積流量を生じさせるた
    めの手段を含む特許請求の範囲第１項記載の心室
    支援装置。 ６ 前記搏動数が前記選択された体積流量を生じ
    るまで前記制御可能な弁が前記第２の位置にある
    時間期間を増加させることによつて前記搏動数が
    調整される特許請求の範囲第５項記載の心室支援
    装置。 ７ 前記体積流量が得られないときには当該装置
    が搏動当りの前記目標容積によつて決定される搏
    動数に戻る特許請求の範囲第５項記載の心室支援
    装置。 ８ 前記体積流量が、前記制御可能な弁が前記第
    １の位置及び前記第２の位置にあるストローク当
    たりの平均時間を決定し、そしてこれから予め設
    定された測定期間にわたり前記ポンプの搏動数を
    決定し、そしてストローク容積を乗算することに
    よつて測定される特許請求の範囲第６項記載の心
    室支援装置。
JP63128556A 1987-05-29 1988-05-27 Cardiac ventricle support system Granted JPS6452472A (en)

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