JPH0614961B2 - 生体適合性心室補助および不整脈制御装置 - Google Patents
生体適合性心室補助および不整脈制御装置Info
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- JPH0614961B2 JPH0614961B2 JP63044056A JP4405688A JPH0614961B2 JP H0614961 B2 JPH0614961 B2 JP H0614961B2 JP 63044056 A JP63044056 A JP 63044056A JP 4405688 A JP4405688 A JP 4405688A JP H0614961 B2 JPH0614961 B2 JP H0614961B2
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Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の分野 本発明は生体適合性心室補助および不整脈制御装置に関
し、より詳しくは（１）患者の心臓の外部にに完全かつ
容易に移植され、それにより血液流と人工非生体表面と
の接触から生ずることができる血栓形成および他の合併
症を回避することができ、（２）比較的簡単な軽量のコ
ンパクトな構造であり、（３）自然の機械的心臓機能の
信頼性の長期的支持を与えるのに比較的小量のエネルギ
ーを要し、（４）左心室拍出量おび（または）圧力が適
当であるかどうかを決定し、必要に応じて圧縮力を変化
させ、それにより酸素化血液の適当な流れを保証する制
御装置を含、（５）左心室収縮と調した装置運転を促進
する徐拍および頻拍性型不整脈（ペーシングおよび電気
除細動動／細動除去）制御特徴を含み、（６）移動電源
の経皮的再充電を与えることにより、および装置の外部
電源パックを脱して費す時間を最大化することにより患
者の生活の質を高める装置に関する。
し、より詳しくは（１）患者の心臓の外部にに完全かつ
容易に移植され、それにより血液流と人工非生体表面と
の接触から生ずることができる血栓形成および他の合併
症を回避することができ、（２）比較的簡単な軽量のコ
ンパクトな構造であり、（３）自然の機械的心臓機能の
信頼性の長期的支持を与えるのに比較的小量のエネルギ
ーを要し、（４）左心室拍出量おび（または）圧力が適
当であるかどうかを決定し、必要に応じて圧縮力を変化
させ、それにより酸素化血液の適当な流れを保証する制
御装置を含、（５）左心室収縮と調した装置運転を促進
する徐拍および頻拍性型不整脈（ペーシングおよび電気
除細動動／細動除去）制御特徴を含み、（６）移動電源
の経皮的再充電を与えることにより、および装置の外部
電源パックを脱して費す時間を最大化することにより患
者の生活の質を高める装置に関する。
従来技術の説明 改良された心室補助装置の要求が明らかになってから久
しい。うっ血性心不全（ＣＨＦ）、しばしば急性心筋梗
塞により急発する進行性疾患、を患う患者のプールが増
え続けている。１９８３年のみで心臓の機械的ポンプ作
用がひひどく弱化する過程におけるＣＨＦの概算発生は
米国において４０0,０００であった。約２３０万または
それ以上の種々の程度の疾患を患い、機械的心臓機能不
全からの概算年間死亡率は１６5,０００である。ＣＨＦ
が悪化し、そうでなければより長い生産性寿命年を有す
ると期待される個人は一般に心室補助システムに対する
志望者とみなされる。しかし現在一般に認められた安全
かつ有効な補助装置は入手できない。
しい。うっ血性心不全（ＣＨＦ）、しばしば急性心筋梗
塞により急発する進行性疾患、を患う患者のプールが増
え続けている。１９８３年のみで心臓の機械的ポンプ作
用がひひどく弱化する過程におけるＣＨＦの概算発生は
米国において４０0,０００であった。約２３０万または
それ以上の種々の程度の疾患を患い、機械的心臓機能不
全からの概算年間死亡率は１６5,０００である。ＣＨＦ
が悪化し、そうでなければより長い生産性寿命年を有す
ると期待される個人は一般に心室補助システムに対する
志望者とみなされる。しかし現在一般に認められた安全
かつ有効な補助装置は入手できない。
機械的心臓補助を潜在的に必要とする他の患者群は心臓
外科患者からなり、彼らは、そうでければ心肺バイパス
の除去後に強い治療抵抗性心不全から死亡するであろ
う。大動脈内バルーンは、他の療法が心肺バイパスの取
脱しを可能にしなかったとき循環を機械的に補助するた
めに使用された。しかしこれらの補助患者の半分は大動
脈内バルーンにもかゝわらず心原性ショック（心不全）
から死亡する。従って、自然心筋機能が回復する間全身
性循環を維持して左心室の負荷をなくすことができる一
層有効な形態の機械的循環支持に対する要求が存在す
る。
外科患者からなり、彼らは、そうでければ心肺バイパス
の除去後に強い治療抵抗性心不全から死亡するであろ
う。大動脈内バルーンは、他の療法が心肺バイパスの取
脱しを可能にしなかったとき循環を機械的に補助するた
めに使用された。しかしこれらの補助患者の半分は大動
脈内バルーンにもかゝわらず心原性ショック（心不全）
から死亡する。従って、自然心筋機能が回復する間全身
性循環を維持して左心室の負荷をなくすことができる一
層有効な形態の機械的循環支持に対する要求が存在す
る。
機械的心臓補助を必要とするる第３の患者群は電気的心
臓機能不全のために急死するおそれがあるが、しかしま
た機能的心不全のおそれがある頻拍性型不整脈患者であ
る。
臓機能不全のために急死するおそれがあるが、しかしま
た機能的心不全のおそれがある頻拍性型不整脈患者であ
る。
要するに、安全かつ有効な移植可能心臓補助装置が１年
に１０0,０００またはそれ以上の患者の生命を救うこと
ができることが推測され、若干の評価は２３0,０００程
度度に高くなる。
に１０0,０００またはそれ以上の患者の生命を救うこと
ができることが推測され、若干の評価は２３0,０００程
度度に高くなる。
多くの場合に、心臓弱化状態の基になる原因は冠状動脈
疾患およびその続発症である。これらの患者の多くは正
常な右心室、しかし部的または完全な動脈遮断阻害によ
り特定域において損傷された左心室を有する。従つて、
理想的には不全心臓の補助に設計される装置は心臓作業
量を補い、 また尖または心室間隔壁を含めて左心室壁の弱化部分を
補償または支持できるべきである。そのような置はまた
除拍または頻拍性型不整脈のような電気的機能不全を患
う患者の治療ににペースメーカおよび移植可能電気除細
動器／細動除去器技術を組み込ことができよう。
疾患およびその続発症である。これらの患者の多くは正
常な右心室、しかし部的または完全な動脈遮断阻害によ
り特定域において損傷された左心室を有する。従つて、
理想的には不全心臓の補助に設計される装置は心臓作業
量を補い、 また尖または心室間隔壁を含めて左心室壁の弱化部分を
補償または支持できるべきである。そのような置はまた
除拍または頻拍性型不整脈のような電気的機能不全を患
う患者の治療ににペースメーカおよび移植可能電気除細
動器／細動除去器技術を組み込ことができよう。
現在の心室補助装置（ＶＡＤ）および人工心臓はこれら
の要求を満たさなかつた。現現在装置は一般に非生物材
料から作られる血液流経路を特徴とする。これらの材料
（例えばアクリリックス、テフロン、シリコーンゴム）
はしばしば血球および血液タンンパク質を損傷し、凝塊
を生じ、それにより循環系中の川堆積（血栓塞栓症）の
一般的危険を与え、プラスチックをヘパリン、抗凝血
薬、でコートする試み長期間ベースで成功しなかった。
事実、血液凝塊は人工心臓または補助装置の移植後に報
告された死亡の多くの原因である。堆積が起こる場所に
より血液凝塊は拍動、腎不全、腸管壁の死（壊死）また
は腹膜炎、あるいは同様に他の器管に対する苛酷な損傷
を起すことができる。
の要求を満たさなかつた。現現在装置は一般に非生物材
料から作られる血液流経路を特徴とする。これらの材料
（例えばアクリリックス、テフロン、シリコーンゴム）
はしばしば血球および血液タンンパク質を損傷し、凝塊
を生じ、それにより循環系中の川堆積（血栓塞栓症）の
一般的危険を与え、プラスチックをヘパリン、抗凝血
薬、でコートする試み長期間ベースで成功しなかった。
事実、血液凝塊は人工心臓または補助装置の移植後に報
告された死亡の多くの原因である。堆積が起こる場所に
より血液凝塊は拍動、腎不全、腸管壁の死（壊死）また
は腹膜炎、あるいは同様に他の器管に対する苛酷な損傷
を起すことができる。
さらに、心臓不整脈は心室補助中に生じ、血液流に悪影
響を与えることができる。現在の補助装置これらの電気
的機能不全を治療しない。現存補助装置による他の問題
ににはそれらのかなりの重量およびそれらが患者の体中
の大容積を置換する事実が含れまれ、それは移植を複雑
にし、他の合併症のおそれを増大する。
響を与えることができる。現在の補助装置これらの電気
的機能不全を治療しない。現存補助装置による他の問題
ににはそれらのかなりの重量およびそれらが患者の体中
の大容積を置換する事実が含れまれ、それは移植を複雑
にし、他の合併症のおそれを増大する。
他の重要な困難にはエネルギー供給および消費が含まれ
る。現在のＶＡＤは満足な移植可能エネルギー源を欠
き、それら経皮的に絶えず入力されねばらない。これは
高い感染のおそれを生じ、また絶えず外部電源に束縛さ
れねばならない患者心理的問題を生ずる。現在開発下の
若干のVADは皮膚を通して連続電磁エネルギー伝伝達装
置に結合される再充電性移植電池を提供することがで
き、外部電源はベストまたはベルト中に配置される一連
のニッケルカドミウム電池である。他の研究状態のＶＡ
Ｄ患者が短時間例えば２０〜３０分間ベストまたはベル
トを脱すことを可能にできる。しかし、外部装置依存性
からの解放は、これらの装置に使用される移植可能な電
池が限定数の再充電サイクル、不十分な充電状態インジ
ケータ、不十分なエネルギー密度および殊に体温におけ
る不十分なエネルギー保存を有するので制限され続けて
いる。
る。現在のＶＡＤは満足な移植可能エネルギー源を欠
き、それら経皮的に絶えず入力されねばらない。これは
高い感染のおそれを生じ、また絶えず外部電源に束縛さ
れねばならない患者心理的問題を生ずる。現在開発下の
若干のVADは皮膚を通して連続電磁エネルギー伝伝達装
置に結合される再充電性移植電池を提供することがで
き、外部電源はベストまたはベルト中に配置される一連
のニッケルカドミウム電池である。他の研究状態のＶＡ
Ｄ患者が短時間例えば２０〜３０分間ベストまたはベル
トを脱すことを可能にできる。しかし、外部装置依存性
からの解放は、これらの装置に使用される移植可能な電
池が限定数の再充電サイクル、不十分な充電状態インジ
ケータ、不十分なエネルギー密度および殊に体温におけ
る不十分なエネルギー保存を有するので制限され続けて
いる。
心室補助を与える従来の試みは人工心臓〔例えばジャー
ピク（Jarvik）−７〕から、心室壁を通して挿入した人
工経路を経て血液を直接送る装置ないし心臓の外側に圧
力を加える装置及んだ。
ピク（Jarvik）−７〕から、心室壁を通して挿入した人
工経路を経て血液を直接送る装置ないし心臓の外側に圧
力を加える装置及んだ。
最もしばしば、圧力を及ぼす装置にはは嚢の膨張が心室
を圧縮して血液の排出を促進するように支持構造物内に
若干の形態の軟質嚢が含まれる。例えば米国特許第3,58
7267号〔シップ（Schiff）対する〕；第3,371,662号
〔ヘイド（Heid）対する〕；第4,048,990号〔ゲーツGoe
tz）に対する〕；および第4,192,293号〔アスリカン（A
ssrican）に対する〕参照。他の構造的関連する装置
〔ケーシル（Casile）対する米国特許第4,506,658号〕
は収縮および膨張できる区画により分離された袋内張硬
質パネルの截頭円錐構造物を意図している。
を圧縮して血液の排出を促進するように支持構造物内に
若干の形態の軟質嚢が含まれる。例えば米国特許第3,58
7267号〔シップ（Schiff）対する〕；第3,371,662号
〔ヘイド（Heid）対する〕；第4,048,990号〔ゲーツGoe
tz）に対する〕；および第4,192,293号〔アスリカン（A
ssrican）に対する〕参照。他の構造的関連する装置
〔ケーシル（Casile）対する米国特許第4,506,658号〕
は収縮および膨張できる区画により分離された袋内張硬
質パネルの截頭円錐構造物を意図している。
これらの提案された装置のすべてにおいて、支持構造は
心臓のすべてまたは大部分を包み、右および左心室を押
すかまたは他の方法で接触する。
心臓のすべてまたは大部分を包み、右および左心室を押
すかまたは他の方法で接触する。
心不全の多くの場合が心室の不全基き、右心室ではない
ので、これは心室補助を複雑にする。
ので、これは心室補助を複雑にする。
典型的には左心室に認められるものの１／５である圧力
逆つて送る右心室は一般に補助なしで適当に機能でき
る。従って、これらの装置優先的に右心室から血液から
送り、その結果血液はは肺中に蓄積し、肺水腫を起すで
あろう。この難点が認められ、最近の提案の１つ〔パラ
ビシニ(Parravicini)対する米国特許第4,536,893号〕は
ポンプ流体により選択的に供給される２つの仕切られた
袋を用いて心室を別々圧縮するこことを意図している。
逆つて送る右心室は一般に補助なしで適当に機能でき
る。従って、これらの装置優先的に右心室から血液から
送り、その結果血液はは肺中に蓄積し、肺水腫を起すで
あろう。この難点が認められ、最近の提案の１つ〔パラ
ビシニ(Parravicini)対する米国特許第4,536,893号〕は
ポンプ流体により選択的に供給される２つの仕切られた
袋を用いて心室を別々圧縮するこことを意図している。
嚢系はさらに欠点を有する。これには破局的嚢流体漏出
の可能性、心臓表面対する嚢の不十分固定および（また
は）摩擦のため心臓表面を損傷する傾向、並びに収縮期
嚢膨張間に心臓の表面に与えられる不自然な凸面形態が
含れる。
の可能性、心臓表面対する嚢の不十分固定および（また
は）摩擦のため心臓表面を損傷する傾向、並びに収縮期
嚢膨張間に心臓の表面に与えられる不自然な凸面形態が
含れる。
他の型の心臓補助システム周囲圧縮バンドを交互に引締
めおよび解放することにり心臓のすべてまたは一部を圧
縮するように設計される。例えば、身体器官に対してて
提案されたシステムの１つ〔フリーマン（Freeman）に
対する米国第4,304,225号〕にはコンツアードプラスチ
ックブロック固定され、心臓の背面面を通るたわみ性バ
ンドが含まれる。空気パルス応答してモータアセンブリ
がたわみ性バンドを交互巻取りおよび解放し、それによ
り主題器官から流体を強制する。
めおよび解放することにり心臓のすべてまたは一部を圧
縮するように設計される。例えば、身体器官に対してて
提案されたシステムの１つ〔フリーマン（Freeman）に
対する米国第4,304,225号〕にはコンツアードプラスチ
ックブロック固定され、心臓の背面面を通るたわみ性バ
ンドが含まれる。空気パルス応答してモータアセンブリ
がたわみ性バンドを交互巻取りおよび解放し、それによ
り主題器官から流体を強制する。
この方法の不利の１つは、７０mmHgまたはそれ以上に血
液を左心室から大動脈中へ排出させるのに必要であるの
で、バンド下の容積中の２０〜７０mmHgの圧力が右心室
から血液を送るが、しかし左心室から送らないことであ
る。前記嚢型装置と同様に、そのよう優先性肺中蓄積を
生じ、ひどい肺合併症を生ずることができる。
液を左心室から大動脈中へ排出させるのに必要であるの
で、バンド下の容積中の２０〜７０mmHgの圧力が右心室
から血液を送るが、しかし左心室から送らないことであ
る。前記嚢型装置と同様に、そのよう優先性肺中蓄積を
生じ、ひどい肺合併症を生ずることができる。
クラインケほか（Kleinke and Freeman）に対する米国
特許第4,583,,523号に本発明若干類似する心臓補助機構
が例示されている。しかし、多くの差異がある。例えば
特許第4,583,523号は大動脈を圧圧縮し、左心室を圧縮
せず、またそれは心収縮期の代りに心臓収縮の拡張期中
にに圧縮する。
特許第4,583,,523号に本発明若干類似する心臓補助機構
が例示されている。しかし、多くの差異がある。例えば
特許第4,583,523号は大動脈を圧圧縮し、左心室を圧縮
せず、またそれは心収縮期の代りに心臓収縮の拡張期中
にに圧縮する。
さらに、それは拍動の深さを連続的にに制御する手段を
有しない。殊に、左心室拍出量の適合性をモニターする
手段がない。
有しない。殊に、左心室拍出量の適合性をモニターする
手段がない。
発明の概要 本発明は（１）心臓の左心室に係合する１つまたそれ以
上の可動性圧縮機構、（２）可動性圧縮機構を周期的に
作動し、それににより交互に心室から血液を拍出して心
室を再充満させる運転機構、 （３）左心室拍出量および（または）圧力の適合性を検
出する感知装置、（４）圧縮機構の圧縮力を調整するこ
とにより適当な左心室拍出量を保証し、またペースメー
カ、電気除細動動器／細動除去器、および記録計サブシ
ステムを制御する制御機構、並びに（５）電源を含む移
植可能な心室補助装置に関する。
上の可動性圧縮機構、（２）可動性圧縮機構を周期的に
作動し、それににより交互に心室から血液を拍出して心
室を再充満させる運転機構、 （３）左心室拍出量および（または）圧力の適合性を検
出する感知装置、（４）圧縮機構の圧縮力を調整するこ
とにより適当な左心室拍出量を保証し、またペースメー
カ、電気除細動動器／細動除去器、および記録計サブシ
ステムを制御する制御機構、並びに（５）電源を含む移
植可能な心室補助装置に関する。
より詳しくは、左心室の側面に係合する圧縮機構は３軸
的に間隔をあけることができる。典型的な形状は左心室
関して前方、側方および後方に配置される３つの圧縮ア
センブリを有し、心臓の底部から左心室の中心を２７０
゜に配置すると、３圧縮アセンブリーの典型的な中心は
１９０゜、９０゜および３５０゜であろう。
的に間隔をあけることができる。典型的な形状は左心室
関して前方、側方および後方に配置される３つの圧縮ア
センブリを有し、心臓の底部から左心室の中心を２７０
゜に配置すると、３圧縮アセンブリーの典型的な中心は
１９０゜、９０゜および３５０゜であろう。
各圧縮機構にはコンツアード圧縮板および圧縮機構を心
室に縫合または接着するための内側板面上に装備する軟
質接触パッドが含まれる。外植心筋症心臓の試験は典型
的な圧縮アセンブリ表面が４〜５cmの長さであるべきで
あり、テーパをつけ頂部が広く、底部が狭い）、それに
より心室の形状を反映すべきであることを示唆する。各
圧縮機構は周囲弧の約７０゜をカバーすべきである。
室に縫合または接着するための内側板面上に装備する軟
質接触パッドが含まれる。外植心筋症心臓の試験は典型
的な圧縮アセンブリ表面が４〜５cmの長さであるべきで
あり、テーパをつけ頂部が広く、底部が狭い）、それに
より心室の形状を反映すべきであることを示唆する。各
圧縮機構は周囲弧の約７０゜をカバーすべきである。
冠状動脈を含めて心筋表面上の機械的応力を最小にする
ために、接触パッドエラストマー例えばシリコーンゴ
ム、またはは熱可塑性材料（ジュロメータ範囲３０〜５
０）からなる。端部応力を回避するために各接触パッド
の厚さはその周囲に向って次第薄くする。心筋上の応力
をさらに低下させるため、ベアリングおよび軸を用いて
圧縮板を圧縮機構駆動アーム上装備し；収縮心臓がトル
ク力を生ずるとしても継手の圧力板を特定限界内で心臓
の自然運動に従がわせる。
ために、接触パッドエラストマー例えばシリコーンゴ
ム、またはは熱可塑性材料（ジュロメータ範囲３０〜５
０）からなる。端部応力を回避するために各接触パッド
の厚さはその周囲に向って次第薄くする。心筋上の応力
をさらに低下させるため、ベアリングおよび軸を用いて
圧縮板を圧縮機構駆動アーム上装備し；収縮心臓がトル
ク力を生ずるとしても継手の圧力板を特定限界内で心臓
の自然運動に従がわせる。
右心室もまた補助を必要とする若干の場合に、 ３軸圧縮機構を右心室上配置される第４の小機構により
補足することができる。他の選択として、 小先端圧力板を加えることができる。あるいは１つまた
はそれ以上の圧縮機構は心臓の心室間筋肉壁を通して外
科的に配置される緊張バンドと共力することができ、緊
張バンドの対向端が心臓の外部の硬い支持体に連結さ
れ、１つまたはそれ以上の圧力板がブロックと心臓との
間に配置される。
補足することができる。他の選択として、 小先端圧力板を加えることができる。あるいは１つまた
はそれ以上の圧縮機構は心臓の心室間筋肉壁を通して外
科的に配置される緊張バンドと共力することができ、緊
張バンドの対向端が心臓の外部の硬い支持体に連結さ
れ、１つまたはそれ以上の圧力板がブロックと心臓との
間に配置される。
他の変形において緊張バンドは圧縮機構に固く固定さ
れ、それ運転装置により閉じられるときにバンド開口の
周辺を減少させ、それにより心臓を圧縮する。
れ、それ運転装置により閉じられるときにバンド開口の
周辺を減少させ、それにより心臓を圧縮する。
圧縮機構を周期的に作動する運転機構には制御された往
復運動を誘発するモータとこの運動を圧力板圧縮機械的
に移す装置が含れる。本発明にはローラスクリューを駆
動するための環状充電コイルおよび磁石を用いるブラシ
ュレス電池電力供給ＤＣモータが含まれる。ローラスク
リューはベローズプッシャ（または同様に機能する要素
例えばローリングダイヤフラム）に係合し、それがまた
流体充満エストマー管により第２ベローズを含む圧縮ハ
ウジングに接続される。圧力がローラスクリューにより
第１ヘローズに加えられると、 流体継手が、装備された圧縮機構に係合しそれにより心
室圧縮を補助する駆動ウェッジが取付けられた第２ベロ
ーズに圧力を伝達する。
復運動を誘発するモータとこの運動を圧力板圧縮機械的
に移す装置が含れる。本発明にはローラスクリューを駆
動するための環状充電コイルおよび磁石を用いるブラシ
ュレス電池電力供給ＤＣモータが含まれる。ローラスク
リューはベローズプッシャ（または同様に機能する要素
例えばローリングダイヤフラム）に係合し、それがまた
流体充満エストマー管により第２ベローズを含む圧縮ハ
ウジングに接続される。圧力がローラスクリューにより
第１ヘローズに加えられると、 流体継手が、装備された圧縮機構に係合しそれにより心
室圧縮を補助する駆動ウェッジが取付けられた第２ベロ
ーズに圧力を伝達する。
流体継手は円筒状モータハウジングを縦隔膜後部位置に
下行大動脈に平行に移植することを可能にし、ポンプ機
構ハウジングは左胸内に左心室に隣接して配置される。
本発明の第２の態様において、モータハウジングおよび
ポンプ機構ハウジングは駆動ウェッジに結合されたロー
ラスクリューのナット一体型装置を形態することができ
る。
下行大動脈に平行に移植することを可能にし、ポンプ機
構ハウジングは左胸内に左心室に隣接して配置される。
本発明の第２の態様において、モータハウジングおよび
ポンプ機構ハウジングは駆動ウェッジに結合されたロー
ラスクリューのナット一体型装置を形態することができ
る。
両態様において、ローラスクリューの直線運動が圧縮軸
中の圧力板運動（圧縮および復帰）の程度を機械的に制
御する。
中の圧力板運動（圧縮および復帰）の程度を機械的に制
御する。
ポンプ機構ハウジング（第１態様）または一体型モータ
／ポンプハウジング（第２態様）を心臓の自然運動で浮
動させるために、アセンブリは潤滑油充填嚢中に置くこ
とできる。同時に、アセンブリを例えば嚢の腹側表面に
束縛すると運動の程度を制限するであろう。
／ポンプハウジング（第２態様）を心臓の自然運動で浮
動させるために、アセンブリは潤滑油充填嚢中に置くこ
とできる。同時に、アセンブリを例えば嚢の腹側表面に
束縛すると運動の程度を制限するであろう。
移植されるプログラムの可能制御機構は運動機構の制御
作動のために、一部分装置運動センサー、動脈血圧セン
サー、血液流センサー、心拍数感知（Ｒ波感知）電極、
秒並びに（または）心臓中および（または）圧縮機構上
に配置されるＥＣＧ形態感知電極から与えられる入力を
利用する。関連ペースメーカ装置、移植可能電詮気除細
動器／細動除去器およびエネルギー貯蔵装置、経皮プロ
グラマー／問合せ装置、並びに内部生物学記録計は当業
者に知られた型である。
作動のために、一部分装置運動センサー、動脈血圧セン
サー、血液流センサー、心拍数感知（Ｒ波感知）電極、
秒並びに（または）心臓中および（または）圧縮機構上
に配置されるＥＣＧ形態感知電極から与えられる入力を
利用する。関連ペースメーカ装置、移植可能電詮気除細
動器／細動除去器およびエネルギー貯蔵装置、経皮プロ
グラマー／問合せ装置、並びに内部生物学記録計は当業
者に知られた型である。
さらに経皮電源もまた当業者に知られた型である。移植
される電源は皮下配置できる生体適合性ケーシング中に
配置された高エネルギー再充電性電池のパックおよびピ
ックアップコイルである。
される電源は皮下配置できる生体適合性ケーシング中に
配置された高エネルギー再充電性電池のパックおよびピ
ックアップコイルである。
制御、運転および圧縮機構に対してエネルギーを与える
ことに加えて、装置サーキットリはまた上記電極により
ペースメーカパルスおよび（または）電気除去細動／細
動除去パルスを生じ、伝えることができる。
ことに加えて、装置サーキットリはまた上記電極により
ペースメーカパルスおよび（または）電気除去細動／細
動除去パルスを生じ、伝えることができる。
同様に、装置機能不全の場合に少くとも１つの圧力板を
運動させて左心室を圧縮させるために手動機構を与える
ことができ、センサーをそのような機能不全を感知する
制御機構に含めることができる。
運動させて左心室を圧縮させるために手動機構を与える
ことができ、センサーをそのような機能不全を感知する
制御機構に含めることができる。
本発明の目的は（１）患者の体中に心臓および血液流経
路の外に完全かつ容易に移植でき、（２）比較的簡単
で、経量でコンパクトである新規かつ改良された生体適
合合性心室補助装置を提供することである。
路の外に完全かつ容易に移植でき、（２）比較的簡単
で、経量でコンパクトである新規かつ改良された生体適
合合性心室補助装置を提供することである。
本発明の他の目的は反復人工圧縮基く心筋表面の外傷を
最小化する圧縮装置を提供することである。
最小化する圧縮装置を提供することである。
本発明の他の目的は自然左心室機能の貢献を最大化し、
それにより心筋を運動状態に維持し、同時に装置効率を
高め、さらに再充電間の間隔を長くすることである。
それにより心筋を運動状態に維持し、同時に装置効率を
高め、さらに再充電間の間隔を長くすることである。
本発明の他の目的は電気的機能不全（動脈および心室、
徐拍および頻拍性型不整脈）もまた治療し、同調ポンプ
作用を促進しそれにより酸素化血液の適当な流れを保証
する心室補助装置を提供することである。
徐拍および頻拍性型不整脈）もまた治療し、同調ポンプ
作用を促進しそれにより酸素化血液の適当な流れを保証
する心室補助装置を提供することである。
さらに本発明の目的機械的運動に対し比較的少量の電気
エネルギーを消費し、それににより本発明を移植電源の
経皮再充電間に比較的長時間機能させることである。
エネルギーを消費し、それににより本発明を移植電源の
経皮再充電間に比較的長時間機能させることである。
本発明の他の目的は比較的長時間例えば最低５〜１０年
にわたる信頼性運転を提供することである。
にわたる信頼性運転を提供することである。
本発明のなお他の目的は多数のサイクルわたる信頼性運
転を提供することである。
転を提供することである。
本発明の目的はまた運転パラメーターの経皮プログラミ
ンおよび先の運転に関する経皮問合せのための装置を提
供することである。
ンおよび先の運転に関する経皮問合せのための装置を提
供することである。
本発明の他の目的圧縮装置が装置不全の場合心外膜の自
然運動を制限せず、装置を患者使用者または他の個人に
より手動できるフェイルセーフ機構を提供することであ
る。
然運動を制限せず、装置を患者使用者または他の個人に
より手動できるフェイルセーフ機構を提供することであ
る。
詳細な説明 第１図に本発明による生体適合性心室補助および不整脈
制御装置１０、以下心室補助装置して示す、の１態様の
ブロック図が開示され、もちろん本発明の他の多くの変
形が可能であることが理解されよう。第１図に開示され
るように、要求により心臓左心室１２と同調して運転さ
れる心室補助装置１０移植可能サブシステム１４および
患者者使用者の皮膚１８の外部の、侵入しないサブシス
テム１６を含む。移植可能サブシステム１４は、ともに
交互するダッシュおよび星標により略示される直接心臓
ポンプ機構２０およびモータハウジング２２を含む。モ
ータハウジング２２はモータ２４およよび回転−直線運
動変換装置２６を含み、 それは左心室１２が収縮を始めるとポンプ機構２０の内
向心室補助運動を機械的に（直接または間接的に）開示
し、機械的圧縮の程度を制御し、 圧縮ストロークを終えるので、ポンプ機構２０は心室再
充満とともにその初めの外側位置に復帰できる。ポンプ
機構２０およびモータハウジング２２はまた電子モジュ
ール３０内に装置制御システム２８に対し入力を与える
センサーを含む。
制御装置１０、以下心室補助装置して示す、の１態様の
ブロック図が開示され、もちろん本発明の他の多くの変
形が可能であることが理解されよう。第１図に開示され
るように、要求により心臓左心室１２と同調して運転さ
れる心室補助装置１０移植可能サブシステム１４および
患者者使用者の皮膚１８の外部の、侵入しないサブシス
テム１６を含む。移植可能サブシステム１４は、ともに
交互するダッシュおよび星標により略示される直接心臓
ポンプ機構２０およびモータハウジング２２を含む。モ
ータハウジング２２はモータ２４およよび回転−直線運
動変換装置２６を含み、 それは左心室１２が収縮を始めるとポンプ機構２０の内
向心室補助運動を機械的に（直接または間接的に）開示
し、機械的圧縮の程度を制御し、 圧縮ストロークを終えるので、ポンプ機構２０は心室再
充満とともにその初めの外側位置に復帰できる。ポンプ
機構２０およびモータハウジング２２はまた電子モジュ
ール３０内に装置制御システム２８に対し入力を与える
センサーを含む。
電子モジュール３０、破線で示されるように、 制御システム２８に加えて、再充電性電源３２および１
つまたはそれ以上のコンデンサーであることができるエ
ネルギー貯蔵装置３４を含。電子モジュール３０はさら
にに不整脈制御のため、一部は左心室１２と同調するポ
ンプ機構２０の運転を助長するために心臓ペーサー装置
３６および電気除細／細動除去器装置３８；生体信号記
録計４０；並びに患者警報装置４２を含む。移植可能サ
ブシステム１４の他の特徴はは電子モジュール３０の外
部に配置された直接心臓ポンプ機構２０に接続される応
急手動ポンプ機構４４である。
つまたはそれ以上のコンデンサーであることができるエ
ネルギー貯蔵装置３４を含。電子モジュール３０はさら
にに不整脈制御のため、一部は左心室１２と同調するポ
ンプ機構２０の運転を助長するために心臓ペーサー装置
３６および電気除細／細動除去器装置３８；生体信号記
録計４０；並びに患者警報装置４２を含む。移植可能サ
ブシステム１４の他の特徴はは電子モジュール３０の外
部に配置された直接心臓ポンプ機構２０に接続される応
急手動ポンプ機構４４である。
外部サブシステム１６は経皮的に内部電源３２を充電す
る電源４６および非侵襲的に組合せたプログラマー／問
合せ装置４８、５０を含む。
る電源４６および非侵襲的に組合せたプログラマー／問
合せ装置４８、５０を含む。
第２ａ図および第２ｂ図心臓から血液を大動脈１０４を
通して動脈系に送る心臓１０２の左心室１２を補助する
ために人体１００の上部移植された第１図のブロック図
って示される心室補助装置１０を示す。第２ａ図、第２
ｂ図および後の図に示される心室補助装置１０の種々の
部分の配置は単に例示のためであることおよび他の位置
配例を使用できることを理解すべきである。
通して動脈系に送る心臓１０２の左心室１２を補助する
ために人体１００の上部移植された第１図のブロック図
って示される心室補助装置１０を示す。第２ａ図、第２
ｂ図および後の図に示される心室補助装置１０の種々の
部分の配置は単に例示のためであることおよび他の位置
配例を使用できることを理解すべきである。
ポンプ機構２０（第２ａ図）は左心室１２の壁に係合
し、一部分左心室と左肺１０６との間に配置される。手
動ポンプ機構４４の手動押しボタン１０８が２隣接肋骨
１１０の間に配置され、患者使用者によるまたは他の人
による応急使用を容易にするため押しボタンが皮膚１８
の下に突出される。心室補助装置１０の円筒状モータハ
ウジング２２（カット線中）は下行大動脈１１２に平行
に縦隔膜後部位置に配置される。
し、一部分左心室と左肺１０６との間に配置される。手
動ポンプ機構４４の手動押しボタン１０８が２隣接肋骨
１１０の間に配置され、患者使用者によるまたは他の人
による応急使用を容易にするため押しボタンが皮膚１８
の下に突出される。心室補助装置１０の円筒状モータハ
ウジング２２（カット線中）は下行大動脈１１２に平行
に縦隔膜後部位置に配置される。
第３ａ図および第３ｂ図に示されるように、電子モジュ
ール３０および再充電性電源３２単一ゲーシング１１４
中結合され、それは皮下腹部ポケット中または肋骨ケー
ジ内移植することがでは、その場合に再充電性電源３２
のエネルギーピックアップコイル１１６を２隣接肋骨１
１０（第２ａ図）内に皮下に配置することがきる。
ール３０および再充電性電源３２単一ゲーシング１１４
中結合され、それは皮下腹部ポケット中または肋骨ケー
ジ内移植することがでは、その場合に再充電性電源３２
のエネルギーピックアップコイル１１６を２隣接肋骨１
１０（第２ａ図）内に皮下に配置することがきる。
第４ａ図、第４ｂ図および第４ｃ図に最もよく示される
ように、ポンプ機構２０はは自然のまたはペースメーカ
開示ポンプ作用と同調して左心室１２に係合し、圧縮す
る心心臓１０２を取巻く３軸側方圧力板装置１１８を含
む。各圧力板アセンブリ１１８はスプリング調節、生体
適合性不活性金属例えばニッケル合金ＭＰ３５ＮＲ（ニ
ッケル、コバルト、クロムおよびモリブデンの合金）で
形成された圧力板１２０を含む。各圧力板１２０は圧力
板が特定限界内で心臓の自然運動に従うことができるよ
うに軸／ベアリングマウント１２６により駆動アーム１
２２または１２４に取付けられる。各駆動アーム１２２
または１２４は作動装置ハウジング１２８上に装備さ
れ、軸／ベアリングマウント１２６中のベアリングのよ
う製織テフロン／ダクロン布の管状ライニングおよび内
部巻付ガラス繊維エポキシ樹脂マトリックスからなる軽
量高性能ベアリング１３０上にピボットされる。
ように、ポンプ機構２０はは自然のまたはペースメーカ
開示ポンプ作用と同調して左心室１２に係合し、圧縮す
る心心臓１０２を取巻く３軸側方圧力板装置１１８を含
む。各圧力板アセンブリ１１８はスプリング調節、生体
適合性不活性金属例えばニッケル合金ＭＰ３５ＮＲ（ニ
ッケル、コバルト、クロムおよびモリブデンの合金）で
形成された圧力板１２０を含む。各圧力板１２０は圧力
板が特定限界内で心臓の自然運動に従うことができるよ
うに軸／ベアリングマウント１２６により駆動アーム１
２２または１２４に取付けられる。各駆動アーム１２２
または１２４は作動装置ハウジング１２８上に装備さ
れ、軸／ベアリングマウント１２６中のベアリングのよ
う製織テフロン／ダクロン布の管状ライニングおよび内
部巻付ガラス繊維エポキシ樹脂マトリックスからなる軽
量高性能ベアリング１３０上にピボットされる。
駆動アーム１２２および１２４並びに作動装置ハウジン
グ１２８は生体適合性金属化合物例えばＴｉ６Ａｌ４Ｖ
（チタン、アルミニウムおよびバナジウム）からなる。
駆動アーム１２２および１２４は、それぞれ従動部ベア
リング１３６（アームベアリング１３０に類似する構
造）上に装備されたローラ１３４を含むウエッジ従動部
１３２により係合される。
グ１２８は生体適合性金属化合物例えばＴｉ６Ａｌ４Ｖ
（チタン、アルミニウムおよびバナジウム）からなる。
駆動アーム１２２および１２４は、それぞれ従動部ベア
リング１３６（アームベアリング１３０に類似する構
造）上に装備されたローラ１３４を含むウエッジ従動部
１３２により係合される。
上記ポンプまたは圧縮機構２０は圧力板アセンブリ１１
８の種々の組合せに容易に適合される。
８の種々の組合せに容易に適合される。
例えば、３軸側方配置を右心室１３８（第２ｄ図）上に
配置される第４の小板（図示なし）で、または左心室尖
１４０に対する圧縮力を支持および供給する先端板（図
示なし）で補足することができる。
配置される第４の小板（図示なし）で、または左心室尖
１４０に対する圧縮力を支持および供給する先端板（図
示なし）で補足することができる。
ポンプ機構２０の他の態様が可能であることもまた理解
されよう。例えば第５ａ図および第５ｂ図により例示さ
れるよように、第２の態様の心室補助装置１０′におい
てポンプ機構２０′は３軸側方圧力板アセンブリ１１
８′（第５ａ図中に２つのみ示される）を心臓周囲にに
含み、各圧力板１２０′の上部が左心室１２′に隣接
し、下部が下方へ駆動アーム１２２′または１２４′中
へのび、（後者の２つ）に一組のスクリュー２００によ
り運結される。駆動アーム１２２′はその関連圧力板ア
センブリ１１８′が短かく、その上端の延長がウエッジ
従動部１３２′順応して相当に長い点で駆動アーム１２
４′と異なる。駆動アーム１２２′はまたその下端延長
が６面ロッカ板２０２を含み、それが各駆動アーム１２
４′もまた固定されるハウジングベアリング２０４（１
つ図示）の上にのびる点で異なる。
されよう。例えば第５ａ図および第５ｂ図により例示さ
れるよように、第２の態様の心室補助装置１０′におい
てポンプ機構２０′は３軸側方圧力板アセンブリ１１
８′（第５ａ図中に２つのみ示される）を心臓周囲にに
含み、各圧力板１２０′の上部が左心室１２′に隣接
し、下部が下方へ駆動アーム１２２′または１２４′中
へのび、（後者の２つ）に一組のスクリュー２００によ
り運結される。駆動アーム１２２′はその関連圧力板ア
センブリ１１８′が短かく、その上端の延長がウエッジ
従動部１３２′順応して相当に長い点で駆動アーム１２
４′と異なる。駆動アーム１２２′はまたその下端延長
が６面ロッカ板２０２を含み、それが各駆動アーム１２
４′もまた固定されるハウジングベアリング２０４（１
つ図示）の上にのびる点で異なる。
圧力板アセンブリ１１８（第４ａ、４ｂおよび４ｃ図）
は左心室１２が膨張するとき（拡張期）の実線位置と左
心室が収縮するとき（収縮期）の破線位置との間を移動
することができる。ひずみ除去センサー（図示なし）を
圧力板１２０上に組込み、ポンプ機構２０が左心室１２
の充満を制限せず、自然圧縮が不適当でなければ圧縮を
補助しないことを保証することができる。
は左心室１２が膨張するとき（拡張期）の実線位置と左
心室が収縮するとき（収縮期）の破線位置との間を移動
することができる。ひずみ除去センサー（図示なし）を
圧力板１２０上に組込み、ポンプ機構２０が左心室１２
の充満を制限せず、自然圧縮が不適当でなければ圧縮を
補助しないことを保証することができる。
第６図、第７図および第８図を参照すると各圧力板アセ
ンブリ１１８はままた左心室１２に対して圧力板アセン
ブリを接着および（または）縫合する接触パッド１４２
を含む。接触パッド１４２は各圧力板１２０の上部接着
剤より結合され、 接触パッドおよび接着剤はともに電気絶縁材料例えばシ
リコーンゴム（パッドの場合ダクロン繊維で補強され
る）または熱可塑物からなる。さらに、接触パッド１４
２は端部応力を回避するためにその周辺向って次第に薄
くした厚さを有し、 圧力板アセンブリ１１８からの圧力が心臓筋肉または冠
状動脈を損傷するかまたはは筋肉の血液供給を妨げる可
能性を最小化するのにに十分な軟質（ジュロメータ範範
囲３０〜５０）である。（心臓筋肉の血液供給の大部分
は圧力板１２０により最小の力が加えられる心拡張期中
に送給されることを認めるべきである。） 各接触パッド１４２電気絶縁性接着剤（例えばシリコー
ンゴム）により接触パッドド１４２の心室係合面および
圧力板１２０結合された長方形電極１４４を含む。電極
１４４を心臓組織と直接接触させることを可能にするた
め接触パッド１４２の心室係合面は第８図に最もよく示
されるように、 １４６を含む。各電極１４４は、圧力板１２０の１面に
結合され駆動装置ハウジング１２８へ下向きにのびるケ
ーブル１５０により包含される導体１４８（第７図に１
つ示される）により電子モジュール３０（第３ａ図およ
び第３ｂ図）接続される。従って、モニターおよび制御
信号は、適当な材料例えばチタン金鋼で作ることができ
る電極１４４におよびそれから伝送される。
ンブリ１１８はままた左心室１２に対して圧力板アセン
ブリを接着および（または）縫合する接触パッド１４２
を含む。接触パッド１４２は各圧力板１２０の上部接着
剤より結合され、 接触パッドおよび接着剤はともに電気絶縁材料例えばシ
リコーンゴム（パッドの場合ダクロン繊維で補強され
る）または熱可塑物からなる。さらに、接触パッド１４
２は端部応力を回避するためにその周辺向って次第に薄
くした厚さを有し、 圧力板アセンブリ１１８からの圧力が心臓筋肉または冠
状動脈を損傷するかまたはは筋肉の血液供給を妨げる可
能性を最小化するのにに十分な軟質（ジュロメータ範範
囲３０〜５０）である。（心臓筋肉の血液供給の大部分
は圧力板１２０により最小の力が加えられる心拡張期中
に送給されることを認めるべきである。） 各接触パッド１４２電気絶縁性接着剤（例えばシリコー
ンゴム）により接触パッドド１４２の心室係合面および
圧力板１２０結合された長方形電極１４４を含む。電極
１４４を心臓組織と直接接触させることを可能にするた
め接触パッド１４２の心室係合面は第８図に最もよく示
されるように、 １４６を含む。各電極１４４は、圧力板１２０の１面に
結合され駆動装置ハウジング１２８へ下向きにのびるケ
ーブル１５０により包含される導体１４８（第７図に１
つ示される）により電子モジュール３０（第３ａ図およ
び第３ｂ図）接続される。従って、モニターおよび制御
信号は、適当な材料例えばチタン金鋼で作ることができ
る電極１４４におよびそれから伝送される。
再び第７図を参照すると、心臓をモニターするために１
組の双極間隔をあけた電極１５２もまた圧力板アセンブ
リ１１８の少くとも１つ上に備えられる。電極１５２は
接着剤例えばシリコーンゴムにより圧力板上に支持さ
れ、ケーブル１５０のそれぞれの導体に接続される。他
のＪ形双極電極１５４（第２ａ図）が心臓１０２の右心
房１５６中またはその近くに移植され、絶縁導体１５８
（１つのみ図示）により電子モジュール３０（第３ａ図
および第３ｂ図）に接続され、接続装置は例えば電極モ
ジュール３０中のソケット１６２に嵌合するプラグ１６
０を含こむことができる。間隔をあけた双極電極１５２
および１５４はそれぞれ１〜２センチの電極間間隔を有
し、白金または白金イリジウムで作ることができる。
組の双極間隔をあけた電極１５２もまた圧力板アセンブ
リ１１８の少くとも１つ上に備えられる。電極１５２は
接着剤例えばシリコーンゴムにより圧力板上に支持さ
れ、ケーブル１５０のそれぞれの導体に接続される。他
のＪ形双極電極１５４（第２ａ図）が心臓１０２の右心
房１５６中またはその近くに移植され、絶縁導体１５８
（１つのみ図示）により電子モジュール３０（第３ａ図
および第３ｂ図）に接続され、接続装置は例えば電極モ
ジュール３０中のソケット１６２に嵌合するプラグ１６
０を含こむことができる。間隔をあけた双極電極１５２
および１５４はそれぞれ１〜２センチの電極間間隔を有
し、白金または白金イリジウムで作ることができる。
正常状態のもとで左心室１２の収縮は約0.46〜0.50イン
チ（１cm）圧力板アセンブリ１１８を圧縮することによ
り適当に補助することができる。血管映画造映研究が必
要な圧縮距離が心臓大きさに比較的依存しないことを示
すけれども、種々の心臓大きさは接触パッド１４２の厚
さの増加（または減少）により、および大または小板１
２０を選ぶことにより順応させることができる。さら
に、圧縮機構２０はは１cmの行程を２cmの始動−停止範
囲内で行なうことができるように設計され、 これがある範囲の心臓大きさに順応するように圧力板ア
センブリ１１８の位置を調整することを可能にする。
チ（１cm）圧力板アセンブリ１１８を圧縮することによ
り適当に補助することができる。血管映画造映研究が必
要な圧縮距離が心臓大きさに比較的依存しないことを示
すけれども、種々の心臓大きさは接触パッド１４２の厚
さの増加（または減少）により、および大または小板１
２０を選ぶことにより順応させることができる。さら
に、圧縮機構２０はは１cmの行程を２cmの始動−停止範
囲内で行なうことができるように設計され、 これがある範囲の心臓大きさに順応するように圧力板ア
センブリ１１８の位置を調整することを可能にする。
心室補助装置１０は、心臓左心室１２が瘢痕により損傷
されたならば殊に有用である。第２ａ図に例示されるよ
うに、瘢痕組織１６４の薄い領域が心室腹面壁上に形成
され収縮筋を置換した。この心臓組織の薄化弱化左心室
機能の普通の原因である。瘢痕組織１６４収縮できない
だけでなく、それは実際に収縮期中外方へ膨らみ、機能
筋肉肉組織から収縮のエネルギーを吸収することができ
る。従って、圧力板アセンブリ１１８の接触バット１４
２を瘢痕組織１６４の上配置することにより収縮期中の
薄壁の外方膨出が防止され、 適当な収縮が達成される。
されたならば殊に有用である。第２ａ図に例示されるよ
うに、瘢痕組織１６４の薄い領域が心室腹面壁上に形成
され収縮筋を置換した。この心臓組織の薄化弱化左心室
機能の普通の原因である。瘢痕組織１６４収縮できない
だけでなく、それは実際に収縮期中外方へ膨らみ、機能
筋肉肉組織から収縮のエネルギーを吸収することができ
る。従って、圧力板アセンブリ１１８の接触バット１４
２を瘢痕組織１６４の上配置することにより収縮期中の
薄壁の外方膨出が防止され、 適当な収縮が達成される。
第４ｄ図に示されるように、モータハウジング２２には
ポンプ機構２０を駆動するブラシレスＤＣモータ２４が
含まれる。それは電子モジュール３０中の再充電性電池
１６６（第３ａ図および第３ｂ図）から直接運転され、
環状列の永久磁石（図示なし）を取巻く環状励磁コイル
２４ｃを含む。永久磁石は最大効率および信頼性並びに
最小重量のためにネオジム、鉄およびホウ素(Nd2Fe14
B)、 または類似材料からなる。励磁場は永久磁石に順次適用
され、回転運動を直接運動に転換するローラスクリュー
装置１６８を駆動する。ローラースクリュー装置１６８
はもちろん、望むならば他の型の直線作動装置（例えば
ボールスクリューまたは１組の適当なギヤ）にかえるこ
とができる。
ポンプ機構２０を駆動するブラシレスＤＣモータ２４が
含まれる。それは電子モジュール３０中の再充電性電池
１６６（第３ａ図および第３ｂ図）から直接運転され、
環状列の永久磁石（図示なし）を取巻く環状励磁コイル
２４ｃを含む。永久磁石は最大効率および信頼性並びに
最小重量のためにネオジム、鉄およびホウ素(Nd2Fe14
B)、 または類似材料からなる。励磁場は永久磁石に順次適用
され、回転運動を直接運動に転換するローラスクリュー
装置１６８を駆動する。ローラースクリュー装置１６８
はもちろん、望むならば他の型の直線作動装置（例えば
ボールスクリューまたは１組の適当なギヤ）にかえるこ
とができる。
ブラシレスＤＣモータ２４はシーラシン／マグネダイン
(Sirracin/Magnedyne, Carlsbad,Califonia)から注文設
計ベースで入手できる型であることができる。そのよう
なモータで全系効率（血液に対する機械的エネルギー／
電池からの電気エネルギー）は約６０〜７％またはそれ
以上であり、それは現在知られている心室補助装置の４
０〜５０％の効率よりかなり高い。モータ２４に対する
設計パラメータの典型的なセットは次のとおりである： モータ：定格トルク ５oz-in 定格速度 ３／４ラジアン／秒 入力電流 1.１アンペア 入力電圧 １０ボルト 入力電力 １３ワット 出力電力 １１ワット 効 率 ８５％ デューティーサイクル ２５〜５０％ Ｏ．Ｄ． 1.２５in Ｉ．Ｄ． 0.３１in 高 さ 0.８７in 重 さ ７０ｇ ローラスクリュー装置１６８もまた知られ型、 例えばロルピスＳ．Ａ．(Rollvis S. A. Geneva,Switze
rland)から入手できるもの、である。それは内側にねじ
切りした回転可能外側シリンダ（ナット）１７０および
シリンダ１７０中に装備され、外側にねじ切りした往復
運動軸１７２に特徴がある。深溝ボールベアリング１７
４往復運動軸１７２を滑らせるがしかし回転させず、こ
れは例えば相互係合スプラインおよび溝（図示なし）に
より行なうことができる。ハウジング２２中の溝中に配
置された他の組のボールベアリング１７６（第４ｄ図お
よび第４ｅ図）はそうでないとナット１７０に加えられ
るトルクを吸収するよう設計される。
(Sirracin/Magnedyne, Carlsbad,Califonia)から注文設
計ベースで入手できる型であることができる。そのよう
なモータで全系効率（血液に対する機械的エネルギー／
電池からの電気エネルギー）は約６０〜７％またはそれ
以上であり、それは現在知られている心室補助装置の４
０〜５０％の効率よりかなり高い。モータ２４に対する
設計パラメータの典型的なセットは次のとおりである： モータ：定格トルク ５oz-in 定格速度 ３／４ラジアン／秒 入力電流 1.１アンペア 入力電圧 １０ボルト 入力電力 １３ワット 出力電力 １１ワット 効 率 ８５％ デューティーサイクル ２５〜５０％ Ｏ．Ｄ． 1.２５in Ｉ．Ｄ． 0.３１in 高 さ 0.８７in 重 さ ７０ｇ ローラスクリュー装置１６８もまた知られ型、 例えばロルピスＳ．Ａ．(Rollvis S. A. Geneva,Switze
rland)から入手できるもの、である。それは内側にねじ
切りした回転可能外側シリンダ（ナット）１７０および
シリンダ１７０中に装備され、外側にねじ切りした往復
運動軸１７２に特徴がある。深溝ボールベアリング１７
４往復運動軸１７２を滑らせるがしかし回転させず、こ
れは例えば相互係合スプラインおよび溝（図示なし）に
より行なうことができる。ハウジング２２中の溝中に配
置された他の組のボールベアリング１７６（第４ｄ図お
よび第４ｅ図）はそうでないとナット１７０に加えられ
るトルクを吸収するよう設計される。
第４ｄ図および第４ｆ図を参照すると、ベアリング１７
４間にのび、ベローズプッシヤ１８０の１端溶接された
４アーム１７８でナット１７０と一体化される。ベロー
ズ１８０はモータハウジング２２と同様に適当な生体適
合性材料例えばＴｉ６Ａｌ４Ｖから形成される。弾性管
１８２はベローズ１８０の端部から、モータハウジング
２２の端部を通ってのび、作動装置ハウジング１２８内
に含まれる往復運動ベローズ１８４に接続される（第４
ａ図）。対ベローズ１８０、184および接続管１８２は
生体適合性流体、例えば鉱油、を包含し、一緒にに流体
継手を構成する。
４間にのび、ベローズプッシヤ１８０の１端溶接された
４アーム１７８でナット１７０と一体化される。ベロー
ズ１８０はモータハウジング２２と同様に適当な生体適
合性材料例えばＴｉ６Ａｌ４Ｖから形成される。弾性管
１８２はベローズ１８０の端部から、モータハウジング
２２の端部を通ってのび、作動装置ハウジング１２８内
に含まれる往復運動ベローズ１８４に接続される（第４
ａ図）。対ベローズ１８０、184および接続管１８２は
生体適合性流体、例えば鉱油、を包含し、一緒にに流体
継手を構成する。
往復運動軸１７２の直線運動はナット１７０にベローズ
１８０上に圧力を及ぼさせ、従って流体継手が圧力を、
駆動ウエッジ１８６が溶接された第２ベローズ１８４に
伝達する。ウエッジ１８６はまた側方圧力をウエッジ従
動部１３２に及ぼし、次いでそれが圧力板アセンブリ１
１８をアームベアリング１３０上旋回させ、同時に心室
１２を圧縮する。
１８０上に圧力を及ぼさせ、従って流体継手が圧力を、
駆動ウエッジ１８６が溶接された第２ベローズ１８４に
伝達する。ウエッジ１８６はまた側方圧力をウエッジ従
動部１３２に及ぼし、次いでそれが圧力板アセンブリ１
１８をアームベアリング１３０上旋回させ、同時に心室
１２を圧縮する。
第２態様の心室補助装置１０′（第５ａ図）は好ましい
第１態様類似するが、しかし作動置ハウジング１２８′
とモータハウジング２２′とは、単一ウエッジ従動部１
３２′が直接往復運動軸１７２′（第５ａ図中の下方）
の直線運動に係合するようにローラスクリューナット１
７０′にその周りに永久的結合された駆動ウエッジ１８
６′で直接連結されている。ウエッジ１８６′はベアリ
ング２０６（ベアリング１３０′、１３６′および２０
４と類似の構成）によりハウジング２２′の遠位壁に沿
って支持され、ウエッジ従動部１３２′上に側方圧力を
及ぼし、それがまた右圧力板アセンブリ１１８′に心臓
１０２′の圧縮を起させる。付帯的に、駆動アーム１２
２′が右アームベアリング１３０′上で旋回するとロッ
カ板２０が下方へ強制され、圧力をハウジングベアリン
グ２０４に及ぼし、駆動アーム１２４′をそれらのそれ
ぞれのアームベアリング１３０′上で旋回させる。その
結果、３圧力板アセンブリ１１８′がすべて同時に左心
室１２′を圧縮する。モータ２４′とローラスクリュー
軸１７２′との継手は動力不全の場合に圧力板アセンブ
リ１１８′が好ましい態様のそれと同様に左心室１２′
に抵抗力を与えないように磁気クラッチにより達成でき
ることもまた意図される。
第１態様類似するが、しかし作動置ハウジング１２８′
とモータハウジング２２′とは、単一ウエッジ従動部１
３２′が直接往復運動軸１７２′（第５ａ図中の下方）
の直線運動に係合するようにローラスクリューナット１
７０′にその周りに永久的結合された駆動ウエッジ１８
６′で直接連結されている。ウエッジ１８６′はベアリ
ング２０６（ベアリング１３０′、１３６′および２０
４と類似の構成）によりハウジング２２′の遠位壁に沿
って支持され、ウエッジ従動部１３２′上に側方圧力を
及ぼし、それがまた右圧力板アセンブリ１１８′に心臓
１０２′の圧縮を起させる。付帯的に、駆動アーム１２
２′が右アームベアリング１３０′上で旋回するとロッ
カ板２０が下方へ強制され、圧力をハウジングベアリン
グ２０４に及ぼし、駆動アーム１２４′をそれらのそれ
ぞれのアームベアリング１３０′上で旋回させる。その
結果、３圧力板アセンブリ１１８′がすべて同時に左心
室１２′を圧縮する。モータ２４′とローラスクリュー
軸１７２′との継手は動力不全の場合に圧力板アセンブ
リ１１８′が好ましい態様のそれと同様に左心室１２′
に抵抗力を与えないように磁気クラッチにより達成でき
ることもまた意図される。
心臓ポンプ機構２０（または結合されたポンプ機構／モ
ータハウジング２０′、２２′）を心臓の自然運動で浮
動させるために、それらを潤滑油充填嚢（図示なし）中
に置くことができる。同時に、装置の嚢の腹側面に対す
る束縛が運動の程度を制限するであろう。
ータハウジング２０′、２２′）を心臓の自然運動で浮
動させるために、それらを潤滑油充填嚢（図示なし）中
に置くことができる。同時に、装置の嚢の腹側面に対す
る束縛が運動の程度を制限するであろう。
第９図および第１０図示される本発明の態様において、
心室補助装置１０″は心臓１０２″の左心室１２″の側
壁上に配置された圧力板アセンブリ１１８″を含む。し
かし圧力板アセンブリ１１８″が他の左心室圧力板アセ
ンブリにより対置される代りにチタンまたは白金緊張バ
ンド３００の中間部が左心室１２″および右心室１３
８″間の心室間筋肉壁３０中に外科的に配置される。緊
張バンド３００の対向端は硬支持体（例えば曲板）３０
４に固定される。圧力板アセンブリ１１８″の内部表面
に電気除細動／細動除去電流を与えるために別の細動除
去電極３０６が右心室１３８″の外側備される。
心室補助装置１０″は心臓１０２″の左心室１２″の側
壁上に配置された圧力板アセンブリ１１８″を含む。し
かし圧力板アセンブリ１１８″が他の左心室圧力板アセ
ンブリにより対置される代りにチタンまたは白金緊張バ
ンド３００の中間部が左心室１２″および右心室１３
８″間の心室間筋肉壁３０中に外科的に配置される。緊
張バンド３００の対向端は硬支持体（例えば曲板）３０
４に固定される。圧力板アセンブリ１１８″の内部表面
に電気除細動／細動除去電流を与えるために別の細動除
去電極３０６が右心室１３８″の外側備される。
第１０図圧力板アセンブリ１１８″が第ａ図または第５
ａ図に示される型のポンプ機構により左へ移動するとき
の心補助装置１０″の作用の例示である。圧力板アセン
ブリ１１８″および硬構造物３０４が離れ、心室収縮中
左心室１２″の収縮を生ずる。本発明のこの態様の利点
は心室間筋肉壁３０２の弱化を補償し、心室１２″を包
囲することにより一般化した支持を収縮心室に与えるこ
とである。
ａ図に示される型のポンプ機構により左へ移動するとき
の心補助装置１０″の作用の例示である。圧力板アセン
ブリ１１８″および硬構造物３０４が離れ、心室収縮中
左心室１２″の収縮を生ずる。本発明のこの態様の利点
は心室間筋肉壁３０２の弱化を補償し、心室１２″を包
囲することにより一般化した支持を収縮心室に与えるこ
とである。
第１１図に示される本発明の他の態様において心室補助
装置１０は、例えば左心室１２の周囲に配置される
１つたそれ以上の取巻きバンド３００′（１つのみ図
示）が含まれる。第９図および第１０図におけるよう
に、バンド３００′の中間部は左心室１２と心臓右心
室１３８との間の心室間壁３０２′中に外科移植され
る。さらに、バンド３００′の対向端２つに圧力板１２
０に硬く固定（例えば溶接）することにより適当な運
転機構に接続される。従って、圧力板１２０が閉じる
ときにバンド３００′実線位置から破線位置移動し、そ
れにより左心室１２を圧縮する。
装置１０は、例えば左心室１２の周囲に配置される
１つたそれ以上の取巻きバンド３００′（１つのみ図
示）が含まれる。第９図および第１０図におけるよう
に、バンド３００′の中間部は左心室１２と心臓右心
室１３８との間の心室間壁３０２′中に外科移植され
る。さらに、バンド３００′の対向端２つに圧力板１２
０に硬く固定（例えば溶接）することにより適当な運
転機構に接続される。従って、圧力板１２０が閉じる
ときにバンド３００′実線位置から破線位置移動し、そ
れにより左心室１２を圧縮する。
第３ｂ図、第４ａ図、第４ｄ図および第７図を特に参照
して、作動装置ハウジング１２８（第４ａ図）に結合で
きる電気導体導管またはケーブル８８その自由端にマル
チピン接続子１９０（第３図）を含み、それは電子モジ
ュール３０のケーシング１１４上に装備される嵌合プラ
グ１９２で接続される。導管１８８圧力板アセンブリ１
１８上のケーブル１５０と電子モジュール３０との間に
のびるすべての導体（例えば第７図中の１４８）を収容
する。同様に、電気ケーブル１９４は電気モータハウジ
ング２２（第４ｄ図）を第２マルチピン接続子１９６お
よび第２嵌合プラグ１９８により電子モジュール３０に
接続する。
して、作動装置ハウジング１２８（第４ａ図）に結合で
きる電気導体導管またはケーブル８８その自由端にマル
チピン接続子１９０（第３図）を含み、それは電子モジ
ュール３０のケーシング１１４上に装備される嵌合プラ
グ１９２で接続される。導管１８８圧力板アセンブリ１
１８上のケーブル１５０と電子モジュール３０との間に
のびるすべての導体（例えば第７図中の１４８）を収容
する。同様に、電気ケーブル１９４は電気モータハウジ
ング２２（第４ｄ図）を第２マルチピン接続子１９６お
よび第２嵌合プラグ１９８により電子モジュール３０に
接続する。
再び第１図および第２図を参照して、次に電子モジュー
ル３０の機能について論議する。説明は主に本発明の好
ましい態様について示されるけれども、一定の変形に関
する説明または本発明の他の可能な態様に適用できるこ
とを理解すべきである。
ル３０の機能について論議する。説明は主に本発明の好
ましい態様について示されるけれども、一定の変形に関
する説明または本発明の他の可能な態様に適用できるこ
とを理解すべきである。
電子モジュールケーシング１１４（第３図）は部分的１
つまたはそれ以上の電子回路パック５２および再充電性
電源３２を収容し、後者は４個またはそれ以上のＡＡ電
池１６６およびエネルギーピックアップコイル１１６を
含む。電子回路パック５２制御システム２８、エネルギ
ー貯蔵装置３４、心臓ペーサー装置３６、電気除細動器
／細細動除去器３８、生物学記録計４０およ警報置２４
を含め、第１図に示される種々の置を含む。
つまたはそれ以上の電子回路パック５２および再充電性
電源３２を収容し、後者は４個またはそれ以上のＡＡ電
池１６６およびエネルギーピックアップコイル１１６を
含む。電子回路パック５２制御システム２８、エネルギ
ー貯蔵装置３４、心臓ペーサー装置３６、電気除細動器
／細細動除去器３８、生物学記録計４０およ警報置２４
を含め、第１図に示される種々の置を含む。
制御システム２８は種々の感知方策を用いて、３つの基
本モード：正常左心室補助モード、心室不整脈／不全収
縮モード、およびフェイルセーフ／待機モード、のいず
れかにおいて最適の機械的ポンプ補助を与えることがで
きる。正常補助モードの間に圧圧力板アセンブリ１１８
が十分な血液流の維持に対する要求に応じ心室圧縮を補
助する。
本モード：正常左心室補助モード、心室不整脈／不全収
縮モード、およびフェイルセーフ／待機モード、のいず
れかにおいて最適の機械的ポンプ補助を与えることがで
きる。正常補助モードの間に圧圧力板アセンブリ１１８
が十分な血液流の維持に対する要求に応じ心室圧縮を補
助する。
心室頻拍、心室細動、または不全収縮の場合に、電気除
細動／細動除去またはペーシングが適切に試みられる。
電気除細動／細動除去エネルギーが必要であれば、圧力
板アセンブリ１１８初めに器官から血液を拍出するよう
に心臓１０２を圧縮し、それにより電気除細動／細動除
去エネルギー閾値を低下させる。この電気療法が不成功
であれば、ポンプ機構２０が左心室１２を約７２拍動毎
分の速さで、約９０〜１２０mmＨｇの心収縮期圧を維持
する十分な圧縮深さで圧縮することにより応答する。フ
ェイルセーフモードにおいて、圧縮板アセンブリ１１８
移植系の不全に応答して心臓１０２の自然運動を可能に
し、次いで必要であれば患者使用者または局外者により
手動ポンプ機構４４を用いることができる。
細動／細動除去またはペーシングが適切に試みられる。
電気除細動／細動除去エネルギーが必要であれば、圧力
板アセンブリ１１８初めに器官から血液を拍出するよう
に心臓１０２を圧縮し、それにより電気除細動／細動除
去エネルギー閾値を低下させる。この電気療法が不成功
であれば、ポンプ機構２０が左心室１２を約７２拍動毎
分の速さで、約９０〜１２０mmＨｇの心収縮期圧を維持
する十分な圧縮深さで圧縮することにより応答する。フ
ェイルセーフモードにおいて、圧縮板アセンブリ１１８
移植系の不全に応答して心臓１０２の自然運動を可能に
し、次いで必要であれば患者使用者または局外者により
手動ポンプ機構４４を用いることができる。
制御システム２８は種々のセンサーの入力を利用する。
例えば、速度感知電極１５２（第７図）または１５４
（第２ａ図）からのデータ制御システムに圧力板圧縮を
Ｒ波と共調させ、望むならば最適血液流に対しＡ−Ｖ共
時態を与える。典型的にはブラシレスＤＣモータ中の３
ホール(Hall)効果センサー（図示なし）をモータに８磁
石と組合せて用いて、ローラスクリューのローラスクリ
ューの往復運動軸１７２の直接変位に転換させることが
できるモータのロータの回転を感知することによより圧
力板アセンブリの位置を決定することができる。あるい
は、往復運動軸１７２の正確な変位をロータの角速度の
積分により決定することができ、それはモータ２４の逆
起電力（ＥＭＦ）に正比例する。圧力板閉鎖速度および
力はまた、望むならばサーボ機構２４Ｓ（第２ａ図およ
び第４ｄ図に略示）によりモータ２４のトルクを変える
ことによって容易に制御することができる。
例えば、速度感知電極１５２（第７図）または１５４
（第２ａ図）からのデータ制御システムに圧力板圧縮を
Ｒ波と共調させ、望むならば最適血液流に対しＡ−Ｖ共
時態を与える。典型的にはブラシレスＤＣモータ中の３
ホール(Hall)効果センサー（図示なし）をモータに８磁
石と組合せて用いて、ローラスクリューのローラスクリ
ューの往復運動軸１７２の直接変位に転換させることが
できるモータのロータの回転を感知することによより圧
力板アセンブリの位置を決定することができる。あるい
は、往復運動軸１７２の正確な変位をロータの角速度の
積分により決定することができ、それはモータ２４の逆
起電力（ＥＭＦ）に正比例する。圧力板閉鎖速度および
力はまた、望むならばサーボ機構２４Ｓ（第２ａ図およ
び第４ｄ図に略示）によりモータ２４のトルクを変える
ことによって容易に制御することができる。
そのような情報の分析により制御システム２８拍出割
合、大動脈血圧、拍出量（（ｃｃ／拍動）および血液流
量（ｃｃ／秒）のような変数を計算し、調整することが
できる。例えば、心臓１０２は左心房静脈復帰により左
心室終末拡張期容積に充満させることができる。従っ
て、板位置データに基いてモータ２４の電流を調整して
圧縮行程中に一定最終拍出位置（終末心収縮期容積）を
得ることができる。他の選択として、一定電流をモータ
２４に所定時間適用することができ、それは圧力板アセ
ンブリ１１８に対する一定のトルクおよび力を生ずる。
これは例えば充満時間および容積依存する可変終末圧縮
置を生ずる。一方、種々の水準の力を圧力板アセンブリ
１１８適用することができ、そのときセンサーは生ずる
血圧を読とり、制御システム２８プログラム化大動脈血
圧を維持するように力または終末圧力板位置を調整させ
ることを可能ににする。大動脈血圧は、大動脈壁に配置
したソリッドステート圧力変換器（図示なし）を用いて
感知することができる。なお他の方法として、大動脈心
収縮期圧が予定プログラム化水準に達するまで特定数の
拍動にわたり圧力板作業を心臓機能の補足として徐々に
加えることができる。サーボ制御技術の使用は圧力板補
助の量を、所望の大動脈圧を維持するために自然心臓１
０２により要求される水準に自動的に調整する。インピ
ーダンスが心臓１０２内の血液容積に関連するので、拍
出量はまた電極１４４を横切るインピーダンスの測定に
より評価することができる。
合、大動脈血圧、拍出量（（ｃｃ／拍動）および血液流
量（ｃｃ／秒）のような変数を計算し、調整することが
できる。例えば、心臓１０２は左心房静脈復帰により左
心室終末拡張期容積に充満させることができる。従っ
て、板位置データに基いてモータ２４の電流を調整して
圧縮行程中に一定最終拍出位置（終末心収縮期容積）を
得ることができる。他の選択として、一定電流をモータ
２４に所定時間適用することができ、それは圧力板アセ
ンブリ１１８に対する一定のトルクおよび力を生ずる。
これは例えば充満時間および容積依存する可変終末圧縮
置を生ずる。一方、種々の水準の力を圧力板アセンブリ
１１８適用することができ、そのときセンサーは生ずる
血圧を読とり、制御システム２８プログラム化大動脈血
圧を維持するように力または終末圧力板位置を調整させ
ることを可能ににする。大動脈血圧は、大動脈壁に配置
したソリッドステート圧力変換器（図示なし）を用いて
感知することができる。なお他の方法として、大動脈心
収縮期圧が予定プログラム化水準に達するまで特定数の
拍動にわたり圧力板作業を心臓機能の補足として徐々に
加えることができる。サーボ制御技術の使用は圧力板補
助の量を、所望の大動脈圧を維持するために自然心臓１
０２により要求される水準に自動的に調整する。インピ
ーダンスが心臓１０２内の血液容積に関連するので、拍
出量はまた電極１４４を横切るインピーダンスの測定に
より評価することができる。
制御システム２８はまた種々の自動自己試験特徴を含
む。例えば、エネルギー貯蔵装置３４が血液循環の補助
のためにモータ２４に、または頻拍性型不整脈変換のた
め電気除細動器／細動除去器装置３８にエネルギーを供
給するそれぞれのときに電池１６６の内部電圧が電池試
験回路５４（第１図）中の閾値と比較される。電池電圧
が閾値以下に低下すれば、電池試験回路５４は患者警報
４２を可能にすることができ、それは圧電気結晶を用い
てオーディオトーンを生ずることができる。患者警報４
２また、制御システム２８により頻拍性型不整脈が検出
されたときに可能にすることができ、それにより患者が
細動除去または電気除細動パルスを受けようとしている
ことを患者に警報する。
む。例えば、エネルギー貯蔵装置３４が血液循環の補助
のためにモータ２４に、または頻拍性型不整脈変換のた
め電気除細動器／細動除去器装置３８にエネルギーを供
給するそれぞれのときに電池１６６の内部電圧が電池試
験回路５４（第１図）中の閾値と比較される。電池電圧
が閾値以下に低下すれば、電池試験回路５４は患者警報
４２を可能にすることができ、それは圧電気結晶を用い
てオーディオトーンを生ずることができる。患者警報４
２また、制御システム２８により頻拍性型不整脈が検出
されたときに可能にすることができ、それにより患者が
細動除去または電気除細動パルスを受けようとしている
ことを患者に警報する。
制御システム２８はまたリアルタイム電気生理学／血行
力学（ＥＨ）評価モード回路５６を含む。
力学（ＥＨ）評価モード回路５６を含む。
双極電極１４４および１５２（第７図）並びに（また
は）１５４（第２ａ図）による不整脈検出が抑制される
ＥＨモードはプログラマー４８からの指令により開始さ
れる。次いで心臓ペーサー装置３６がＶＶＴモード（す
なわち心室、ベーシング、心室感知、感知結果により始
動されるパルス）中に置かれるが、しかし標準電気生理
学装置がシミュレートしたＲ波をテレメトリーリンクを
経てプログラマー４８に与える。このモードの間に、 内部記録計４０もまた心電図（ＥＣＧ）データ、 心室運動データおよび血液流量データをプログラマー４
８に伝送する。ＥＨモードの使用により、 患者の不整脈発生のおそれおよび最も有効な治療モード
を決定することができ、心室補助装置１０のポンピング
調節点を調整してエネルギー要件を低下させ、血液流お
よび（または）圧力を最適化することがきる。
は）１５４（第２ａ図）による不整脈検出が抑制される
ＥＨモードはプログラマー４８からの指令により開始さ
れる。次いで心臓ペーサー装置３６がＶＶＴモード（す
なわち心室、ベーシング、心室感知、感知結果により始
動されるパルス）中に置かれるが、しかし標準電気生理
学装置がシミュレートしたＲ波をテレメトリーリンクを
経てプログラマー４８に与える。このモードの間に、 内部記録計４０もまた心電図（ＥＣＧ）データ、 心室運動データおよび血液流量データをプログラマー４
８に伝送する。ＥＨモードの使用により、 患者の不整脈発生のおそれおよび最も有効な治療モード
を決定することができ、心室補助装置１０のポンピング
調節点を調整してエネルギー要件を低下させ、血液流お
よび（または）圧力を最適化することがきる。
心臓ペーサー装置３６、電気除細動器／細動除去器置３
８および生物学記録計４０並びにエネルギー貯蔵装置３
４当業者に知られた型のものある。心臓ペーサー装置３
６は非侵襲的にプログラムすることができ、入力段階の
自動利得制御を有し、心室、心房、両室および抗頻拍ペ
ーシングを必要に応じて与える。電気細動器／細動動除
去器装置３８は非侵襲的にプログラム可能であり、自動
利得制御を有し、エネルギー貯蔵装置３４から作動され
て必要に応じて同調細動除去または電気除細動パルスを
与える。
８および生物学記録計４０並びにエネルギー貯蔵装置３
４当業者に知られた型のものある。心臓ペーサー装置３
６は非侵襲的にプログラムすることができ、入力段階の
自動利得制御を有し、心室、心房、両室および抗頻拍ペ
ーシングを必要に応じて与える。電気細動器／細動動除
去器装置３８は非侵襲的にプログラム可能であり、自動
利得制御を有し、エネルギー貯蔵装置３４から作動され
て必要に応じて同調細動除去または電気除細動パルスを
与える。
心臓ペーサー３６および電気除細動動器／細動除去器３
８は、制御システム２８並びに圧力板ポンプアセンブリ
１１８の心臓電極１４４および１５２からの、および心
房心臓電極１５４からの信号ととも、典型的には３基
準：速度、形態および速度加速、を用いて頻拍性型不整
脈を診断する。
８は、制御システム２８並びに圧力板ポンプアセンブリ
１１８の心臓電極１４４および１５２からの、および心
房心臓電極１５４からの信号ととも、典型的には３基
準：速度、形態および速度加速、を用いて頻拍性型不整
脈を診断する。
（他の検出パラメーターは速度安定性および持続高速度
を含むことができる。）このため、制御システム２８の
速度検出回路５８（第１図）が、例えば双極電極１５２
ににより検出されたＲ波を数え、この速度を２つまたは
それ以上のプログラム化速閾値と比較する。形態検出回
路６０は長方形電極１４１により感知される経心臓信号
の形状を調べ、頻拍性型不整脈の特徴である等電時間の
欠如を生ずるときに決定する。さらに、加速検出回路６
２心拍数の変化速度をプログラム化閾値と比較し、急速
加速通常処置可能な頻拍性型不整脈と関連する。例え
ば、運動誘発洞性頻拍中に速度は典型的には２０拍毎分
で加速するが、自発性心室頻拍は典型的には約９０拍動
動毎分秒の加速を生ずる。頻拍性型不整脈はまた例えば
心室１２が心室細動中に律動的に収縮するよりもむしろ
振動動するので運動センサーにより検出できる。これら
の基準の組合合せは種々の型の不整脈状態を確認し、そ
れぞれの型に対し個々の治療列を制御システム２８中へ
プログラムすることができる。また、不整脈制御装置３
６および３８により制御できない心室不整脈の場合に、
制御システム２８を適当な、または少くとも生命を支持
する血液流を保証するため不同時性心室補助モードに戻
すようにプログラムすることができる。
を含むことができる。）このため、制御システム２８の
速度検出回路５８（第１図）が、例えば双極電極１５２
ににより検出されたＲ波を数え、この速度を２つまたは
それ以上のプログラム化速閾値と比較する。形態検出回
路６０は長方形電極１４１により感知される経心臓信号
の形状を調べ、頻拍性型不整脈の特徴である等電時間の
欠如を生ずるときに決定する。さらに、加速検出回路６
２心拍数の変化速度をプログラム化閾値と比較し、急速
加速通常処置可能な頻拍性型不整脈と関連する。例え
ば、運動誘発洞性頻拍中に速度は典型的には２０拍毎分
で加速するが、自発性心室頻拍は典型的には約９０拍動
動毎分秒の加速を生ずる。頻拍性型不整脈はまた例えば
心室１２が心室細動中に律動的に収縮するよりもむしろ
振動動するので運動センサーにより検出できる。これら
の基準の組合合せは種々の型の不整脈状態を確認し、そ
れぞれの型に対し個々の治療列を制御システム２８中へ
プログラムすることができる。また、不整脈制御装置３
６および３８により制御できない心室不整脈の場合に、
制御システム２８を適当な、または少くとも生命を支持
する血液流を保証するため不同時性心室補助モードに戻
すようにプログラムすることができる。
徐拍診断心房双極電極１５４（第２ａ図）および心室双
極電極１５２（第７図）からの信号を拍動−拍動基準で
用いて行なうことができる。他の速度応答性生理信号も
また用いることができる。
極電極１５２（第７図）からの信号を拍動−拍動基準で
用いて行なうことができる。他の速度応答性生理信号も
また用いることができる。
これらの信号には静脈血液温度、血液の酸素含量、血液
pH、呼吸速度、筋肉活性およびＱＲＳ持続が含れる。心
臓１０２ぱ徐拍に進み、ペーシングが必要であれば、１
選択制御モードはペーサー３６に心臓拍出量対速度度の
測定により決定された最適ペーシングの速度を追求させ
ることができよう。
pH、呼吸速度、筋肉活性およびＱＲＳ持続が含れる。心
臓１０２ぱ徐拍に進み、ペーシングが必要であれば、１
選択制御モードはペーサー３６に心臓拍出量対速度度の
測定により決定された最適ペーシングの速度を追求させ
ることができよう。
心臓ペーサー装置３６からの心臓１０２対する出力パル
ス典型的にはマイクロジュールエネルギー範囲にあり、
典型的には徐拍にに対する心臓ペーシングの速度（６０
〜１２０パルス毎分）、 または頻拍性型不整脈を治療する非常に高い速度（１５
０〜１５００パルス毎分）である。電気除細動器／細動
除去装置３８からの出力パルスは典型的には0.1〜５０
ジュールの範囲内にあり、 Ｒ波と非同期または同期である。電気除拍動動／細動動
除去が必要である場合に、制御システム２８は、反対シ
ョック送出前に圧力板アセンブリ１１８の完全圧縮を保
証し、それにより心臓中の血液の容積を最小化なし、低
い電気除細動／細動除去エネルギー閾値を達成する。
ス典型的にはマイクロジュールエネルギー範囲にあり、
典型的には徐拍にに対する心臓ペーシングの速度（６０
〜１２０パルス毎分）、 または頻拍性型不整脈を治療する非常に高い速度（１５
０〜１５００パルス毎分）である。電気除細動器／細動
除去装置３８からの出力パルスは典型的には0.1〜５０
ジュールの範囲内にあり、 Ｒ波と非同期または同期である。電気除拍動動／細動動
除去が必要である場合に、制御システム２８は、反対シ
ョック送出前に圧力板アセンブリ１１８の完全圧縮を保
証し、それにより心臓中の血液の容積を最小化なし、低
い電気除細動／細動除去エネルギー閾値を達成する。
内部生物学記録計４０は電気曲線図結果例えば頻拍性型
不整脈発症および転換；装置状態例えば電池状態；心室
運動；および血液流量を記録し貯蔵する。記録計４０は
はデルタ変調シェーマを用いて典型的なビット／秒速度
２００で信号のアナログ−デイジタル変換を達成するこ
とができる。次いでデルタ変調データは例えばＣＭＯＳ
ＲＡＭ中に貯蔵できる。プログラマー装置４８の指令
で記録計４０次いで貯蔵データをデルタ復調してアナロ
グ電圧を生成させ、それをテレメータリンク６４により
問合め装置５０に伝送することができる。記録計４０オ
ンラインデータ並びに貯蔵データを、望むならばテレメ
ータすることができる。
不整脈発症および転換；装置状態例えば電池状態；心室
運動；および血液流量を記録し貯蔵する。記録計４０は
はデルタ変調シェーマを用いて典型的なビット／秒速度
２００で信号のアナログ−デイジタル変換を達成するこ
とができる。次いでデルタ変調データは例えばＣＭＯＳ
ＲＡＭ中に貯蔵できる。プログラマー装置４８の指令
で記録計４０次いで貯蔵データをデルタ復調してアナロ
グ電圧を生成させ、それをテレメータリンク６４により
問合め装置５０に伝送することができる。記録計４０オ
ンラインデータ並びに貯蔵データを、望むならばテレメ
ータすることができる。
再充電性電源３２の電池１６６は４または５個のリチウ
ム／モリブデン／二硫化物再充電性「AA」セル（直
列）、例えばモリ・エネルギー・リミテッド(Moli Ener
gy Limited,Vancouver,Britsh Columbia,Canada)から入
手できるもの、であることができる。各電池１６６の典
型的な特性は次のとおりである： アンペア時容量 0.７Ａ 平均電圧 2.０Ｖ ワット時容量 1.４Ｗ 重 さ ２０ｇ 容 積 ８ｃｃ 心室補助装置に通常使用されるニツケルカドミウム電池
に勝る電池１１６の重要な利点の若干には、高いエネル
ギー密度（約２５倍）；２００ｇから８０〜１００ｇへ
の重量低下；低電力損を生ずる低い内部インピーダン
ス；高い電圧毎セル；約４倍のエネルギー保持の増加
（体温で４０％毎月に対し１０％毎月）、それは系効率
を有意に増強する；および信頼性残留容量状態インジケ
ータ（セル電圧）、これに対しニツケルカドミウム電池
にはインジケータがない、が含まれる。インジケータの
欠如は不意な予想外の装置の停止を生ずることができ患
者を危険にする。セル電圧を残留容量インジケータとし
て使用すると、セル電圧を２予定限界内で変動させるこ
とによりセル放電の深さが正確に制御され、それがまた
何千回もの充電／放電の達成を可能にする。これは電池
電圧を制御システム２８から連続的にモニターし、予め
設定した低電圧に達すると再充電性電源３２の充電回路
（図示なし）を自動的に活性化し、電池電圧が予め設定
した上限に達すると充電回路を自動的に失活させること
により達成される。
ム／モリブデン／二硫化物再充電性「AA」セル（直
列）、例えばモリ・エネルギー・リミテッド(Moli Ener
gy Limited,Vancouver,Britsh Columbia,Canada)から入
手できるもの、であることができる。各電池１６６の典
型的な特性は次のとおりである： アンペア時容量 0.７Ａ 平均電圧 2.０Ｖ ワット時容量 1.４Ｗ 重 さ ２０ｇ 容 積 ８ｃｃ 心室補助装置に通常使用されるニツケルカドミウム電池
に勝る電池１１６の重要な利点の若干には、高いエネル
ギー密度（約２５倍）；２００ｇから８０〜１００ｇへ
の重量低下；低電力損を生ずる低い内部インピーダン
ス；高い電圧毎セル；約４倍のエネルギー保持の増加
（体温で４０％毎月に対し１０％毎月）、それは系効率
を有意に増強する；および信頼性残留容量状態インジケ
ータ（セル電圧）、これに対しニツケルカドミウム電池
にはインジケータがない、が含まれる。インジケータの
欠如は不意な予想外の装置の停止を生ずることができ患
者を危険にする。セル電圧を残留容量インジケータとし
て使用すると、セル電圧を２予定限界内で変動させるこ
とによりセル放電の深さが正確に制御され、それがまた
何千回もの充電／放電の達成を可能にする。これは電池
電圧を制御システム２８から連続的にモニターし、予め
設定した低電圧に達すると再充電性電源３２の充電回路
（図示なし）を自動的に活性化し、電池電圧が予め設定
した上限に達すると充電回路を自動的に失活させること
により達成される。
移植電源３２の寿命をのばすために素線のコイル中に可
動性磁石を含む密結合磁気回路（図示なし）を駆動アー
ム１２２および１２４中へ一体化することができる。こ
の磁気回路は圧力板ポンプアセンブリ１１８を心室１２
の充満期中に膨張させるとなされる機械的仕事の若干を
電気エネルギーに転換する。従つて、電気エネルギーが
移植再充電性電池１６６に供給される。さらに、有効心
室頻拍性型不整脈転換に要する電気除細胞／細動除去パ
ルスの切除により失なわれる電力を、電気除細動器／細
動除去器装置３８の出力回路中のＳＣＲの代りにパワー
MOSFETを用いて再充電性電１６６に戻すことができる。
動性磁石を含む密結合磁気回路（図示なし）を駆動アー
ム１２２および１２４中へ一体化することができる。こ
の磁気回路は圧力板ポンプアセンブリ１１８を心室１２
の充満期中に膨張させるとなされる機械的仕事の若干を
電気エネルギーに転換する。従つて、電気エネルギーが
移植再充電性電池１６６に供給される。さらに、有効心
室頻拍性型不整脈転換に要する電気除細胞／細動除去パ
ルスの切除により失なわれる電力を、電気除細動器／細
動除去器装置３８の出力回路中のＳＣＲの代りにパワー
MOSFETを用いて再充電性電１６６に戻すことができる。
高効率電池１６６は心室補助装置１０の高い効率と組合
せて、内部電源３２に再充電を必要とする前の時間、正
常血液流で移植装置を運転させる。さらに、電池１６６
がガス排出しないので、それらは長時間信頼性を高める
ために電子モジュールのチタンケース１１４内に密封す
ることができる。従って患者のベストまたは束縛−解放
時間が著しく増加し、生活の質が相当して高められる。
せて、内部電源３２に再充電を必要とする前の時間、正
常血液流で移植装置を運転させる。さらに、電池１６６
がガス排出しないので、それらは長時間信頼性を高める
ために電子モジュールのチタンケース１１４内に密封す
ることができる。従って患者のベストまたは束縛−解放
時間が著しく増加し、生活の質が相当して高められる。
再び第１図を参照し、次に経皮電源４６およびプログラ
マー／問合せ装置４８、５０の機能をさらに説明する。
外部経皮電源４６は約１５個の電力セル（図示なし）例
えば電池１６６を直列接続した「Ｃ」配置で含む。約２
ポンドの重さであり、患者によりベルトまたはベスト
（図示なし）中で着用される外部電源４６が内部電源３
２を完全充電に保ち、その間に少くとも１０時間再充電
なく内部サブシステム１４に対し電力を供給する。正常
条件で、経皮電源４６は再充電あるいは新電源ベルトま
たはベストにかえる前の日まで内部サブシステム１４を
運転することができる。
マー／問合せ装置４８、５０の機能をさらに説明する。
外部経皮電源４６は約１５個の電力セル（図示なし）例
えば電池１６６を直列接続した「Ｃ」配置で含む。約２
ポンドの重さであり、患者によりベルトまたはベスト
（図示なし）中で着用される外部電源４６が内部電源３
２を完全充電に保ち、その間に少くとも１０時間再充電
なく内部サブシステム１４に対し電力を供給する。正常
条件で、経皮電源４６は再充電あるいは新電源ベルトま
たはベストにかえる前の日まで内部サブシステム１４を
運転することができる。
外部電源４６から内部電源３２への経皮エネルギー伝達
は２つの誘導結合同軸コイルにより達成され、その１つ
は内部電源中の主コイル（図示なし）、他はピックアッ
プコイル１１６である。後者の第２コイルは電子モジュ
ールケース１１４内に密封することができ（第３ａ図お
よび第３ｂ図中に略示したように）、またはブチルゴム
コーティングにより保護し、次いでそれをポリエーテル
基弾性ウレタン中に封入して別個に移植することができ
る。第２コイル１１６へのエネルギー伝達は典型的には
１５０ｋHzで行なうことができる。経皮電力伝達に対す
る大表面積のために、生ずる患者の組織に対する電磁放
射が低く、地球磁場の範囲内である。
は２つの誘導結合同軸コイルにより達成され、その１つ
は内部電源中の主コイル（図示なし）、他はピックアッ
プコイル１１６である。後者の第２コイルは電子モジュ
ールケース１１４内に密封することができ（第３ａ図お
よび第３ｂ図中に略示したように）、またはブチルゴム
コーティングにより保護し、次いでそれをポリエーテル
基弾性ウレタン中に封入して別個に移植することができ
る。第２コイル１１６へのエネルギー伝達は典型的には
１５０ｋHzで行なうことができる。経皮電力伝達に対す
る大表面積のために、生ずる患者の組織に対する電磁放
射が低く、地球磁場の範囲内である。
テレメータリンク６６は内部システム１４の非侵襲性プ
ログラミングおよび問合せを可能にし、プログラマー４
８から制御システム２８中の内部装置６８への通信をデ
ィジタルラジオ周波数（ＲＦ）技術で行なわれる。内部
装置６８からプログラマー４８への通信はＲＦチャネル
またはオーディオチャネルによることができ、後者は圧
電スピーカを用いる（図示なし）。どのチャネルによる
通信もデータ伝送に対しディジタルあるいは例えばリア
ルタイムまたは記録された心電図の伝送に対しアナログ
であることができる。
ログラミングおよび問合せを可能にし、プログラマー４
８から制御システム２８中の内部装置６８への通信をデ
ィジタルラジオ周波数（ＲＦ）技術で行なわれる。内部
装置６８からプログラマー４８への通信はＲＦチャネル
またはオーディオチャネルによることができ、後者は圧
電スピーカを用いる（図示なし）。どのチャネルによる
通信もデータ伝送に対しディジタルあるいは例えばリア
ルタイムまたは記録された心電図の伝送に対しアナログ
であることができる。
電池消耗または補助系１４、１６の不全の場合に手動ポ
ンプ機構４４を用いて血液流を維持することができる。
第２ａ図および第２ｂ図に示されるように機構４４は押
しボタン１０８に加えて、円筒状ハウジング７０および
ハウジングの位置を維持するための環状フランジ７２を
含む。環状フランジ７２は対化したベローズ１８０（第
４ｄ図）と１８４（第４ａ、４ｂおよび４ｃ図）との間
の流体継手の弾性管１８２（第２ｂ図）に類似の軟質プ
ラスチック管７４により接続される。押しボタン１０８
は例えばつるまきばね（図示なし）により外方へバイア
スすることができる。押しボタン１０８を押すと圧力が
管７４および１８２中の流体に、従って作動装置ハウジ
ング１２８中のベローズ１８４（第４ａ図）の及ぼされ
る。これは順次駆動ウェッジ１８６およびウェッジ従動
部１３２を係合させ、圧力板アセンブリ１１８に心室１
２を圧縮させる。他の手順ポンプ設計が可能であること
を理解すべきであり、例えば、流体継手系がないときに
押しボタン１０８をフレキシブル駆動ロッドに接続する
ことができる。
ンプ機構４４を用いて血液流を維持することができる。
第２ａ図および第２ｂ図に示されるように機構４４は押
しボタン１０８に加えて、円筒状ハウジング７０および
ハウジングの位置を維持するための環状フランジ７２を
含む。環状フランジ７２は対化したベローズ１８０（第
４ｄ図）と１８４（第４ａ、４ｂおよび４ｃ図）との間
の流体継手の弾性管１８２（第２ｂ図）に類似の軟質プ
ラスチック管７４により接続される。押しボタン１０８
は例えばつるまきばね（図示なし）により外方へバイア
スすることができる。押しボタン１０８を押すと圧力が
管７４および１８２中の流体に、従って作動装置ハウジ
ング１２８中のベローズ１８４（第４ａ図）の及ぼされ
る。これは順次駆動ウェッジ１８６およびウェッジ従動
部１３２を係合させ、圧力板アセンブリ１１８に心室１
２を圧縮させる。他の手順ポンプ設計が可能であること
を理解すべきであり、例えば、流体継手系がないときに
押しボタン１０８をフレキシブル駆動ロッドに接続する
ことができる。
本発明による心室補助装置１０〜１０は必要であれば
それぞれ通常全心臓拍出量を支持できることで有利であ
ると思われる。各装置１０〜１０は、例えば不全心室
１２〜１２を、１２０拍動毎分のポンプ速度を越るこ
となく７〜１０リットル毎分の連続拍出量で１２０mmＨ
gの平均動脈圧（これは典型的には１５０mmＨgのピーク
動脈圧に関連するこができる）および約１５０mmHgの最
大充満圧に支持することができる。さらに、ポンプ補助
に基く圧の上昇および下降の速度は過度の血液乱れ、溶
血または血液空洞成形を回避するように十分低い。さら
に心臓１０２〜１０２の心室腔の外にある圧力板アセ
ンブリ１１８〜１１８または弾性バンド３００〜３０
０′は静脈戻りを妨げず、器官系を弱化せず、または冠
上動脈中の血液循環を低下しない。装置１０〜１０は
また、一定の従来知られた心室補助装置に存在し、繊維
組織封入によ妥協することができ、コンプライエンス室
材料を通って拡散したガス周期的置換を必要とする別の
コンプライアンス室（ポンプ嚢と封入シエルとの間の容
積の周期的変化を補償する変位容積）の必要を排除す
る。本発明はまた、従来知られた心臓補助装置中の固有
かつよく立証された問題を有するバルブの必要を排除す
る。
それぞれ通常全心臓拍出量を支持できることで有利であ
ると思われる。各装置１０〜１０は、例えば不全心室
１２〜１２を、１２０拍動毎分のポンプ速度を越るこ
となく７〜１０リットル毎分の連続拍出量で１２０mmＨ
gの平均動脈圧（これは典型的には１５０mmＨgのピーク
動脈圧に関連するこができる）および約１５０mmHgの最
大充満圧に支持することができる。さらに、ポンプ補助
に基く圧の上昇および下降の速度は過度の血液乱れ、溶
血または血液空洞成形を回避するように十分低い。さら
に心臓１０２〜１０２の心室腔の外にある圧力板アセ
ンブリ１１８〜１１８または弾性バンド３００〜３０
０′は静脈戻りを妨げず、器官系を弱化せず、または冠
上動脈中の血液循環を低下しない。装置１０〜１０は
また、一定の従来知られた心室補助装置に存在し、繊維
組織封入によ妥協することができ、コンプライエンス室
材料を通って拡散したガス周期的置換を必要とする別の
コンプライアンス室（ポンプ嚢と封入シエルとの間の容
積の周期的変化を補償する変位容積）の必要を排除す
る。本発明はまた、従来知られた心臓補助装置中の固有
かつよく立証された問題を有するバルブの必要を排除す
る。
心臓補助装置１０〜１０のそれぞれはまた、知られた
従来技術の心室補助装置の全重量に比較すると全移植要
素の全重量を低下する点で有利である。電池１６６を含
めた要素の全重量は４００〜５００ｇの範囲内にあり、
それは、一般に１，５００〜２，０００ｇの重量になる
公知従来技術の系から４分の１に低下した重量に相当す
る。
従来技術の心室補助装置の全重量に比較すると全移植要
素の全重量を低下する点で有利である。電池１６６を含
めた要素の全重量は４００〜５００ｇの範囲内にあり、
それは、一般に１，５００〜２，０００ｇの重量になる
公知従来技術の系から４分の１に低下した重量に相当す
る。
心室補助装置１０の他の利点はベローズ１８０と１８４
との間の流体継手がフェイルセーフ機構を構成し、それ
によりポンプ機構２０がモータ不全の場合に心臓１０２
の自然運動を制限しないことである。さらに、本発明の
若干の態様はモータハウジング２２を別個に移植し、ポ
ンプ機構２０のみを心臓に隣接して移植できる。さら
に、心室補助装置１０〜１０のすべてについて、電子
モジュール３０をポンプ機構２０〜２０′の近くに移植
する必要がなく、遠隔に移植できる。このモジュール構
造は、何らかの不全があっても要素の置換を容易にし、
また個々の患者の生理学に対する最適移植部位の決定に
おける適応性を可能にする。
との間の流体継手がフェイルセーフ機構を構成し、それ
によりポンプ機構２０がモータ不全の場合に心臓１０２
の自然運動を制限しないことである。さらに、本発明の
若干の態様はモータハウジング２２を別個に移植し、ポ
ンプ機構２０のみを心臓に隣接して移植できる。さら
に、心室補助装置１０〜１０のすべてについて、電子
モジュール３０をポンプ機構２０〜２０′の近くに移植
する必要がなく、遠隔に移植できる。このモジュール構
造は、何らかの不全があっても要素の置換を容易にし、
また個々の患者の生理学に対する最適移植部位の決定に
おける適応性を可能にする。
要するに、新規改良生体適合性心室補助および不整脈制
御装置１０〜１０が開示された。例えば装置１０は患
者使用者の体中に完全かつ容易に移植でき、外部電源に
対する束縛の必要を排除し、比較的簡単な、軽量かつコ
ンパクトな構造であり、長時間にわたる信頼性運転に単
に小量のエネルギーを要し、必要に応じて左心室拍出量
の決定および圧縮力の変更に対する制御機構を組込み、
酸素化地液の適当な供給を保証し、また徐拍および頻拍
性型不整脈制御特徴を含み、それは左心室収縮と同調す
る装置運転を容易にする。さらに、装置１０の再充電性
電源３２は経皮的に容易に充電でき、装置は非侵襲的に
プログラムし、間合せできる。装置１０は異質非生体物
質を地液流に接触させず、それにより立証された凝塊の
おそれおよび関連する体機能不全を回避する。装置１０
はまた心筋機能が術後回復する間心臓１０２の心室１２
に対し有効な機械的循環支持を与えることができる。
御装置１０〜１０が開示された。例えば装置１０は患
者使用者の体中に完全かつ容易に移植でき、外部電源に
対する束縛の必要を排除し、比較的簡単な、軽量かつコ
ンパクトな構造であり、長時間にわたる信頼性運転に単
に小量のエネルギーを要し、必要に応じて左心室拍出量
の決定および圧縮力の変更に対する制御機構を組込み、
酸素化地液の適当な供給を保証し、また徐拍および頻拍
性型不整脈制御特徴を含み、それは左心室収縮と同調す
る装置運転を容易にする。さらに、装置１０の再充電性
電源３２は経皮的に容易に充電でき、装置は非侵襲的に
プログラムし、間合せできる。装置１０は異質非生体物
質を地液流に接触させず、それにより立証された凝塊の
おそれおよび関連する体機能不全を回避する。装置１０
はまた心筋機能が術後回復する間心臓１０２の心室１２
に対し有効な機械的循環支持を与えることができる。
上記記載に含まれ、および図面に示される内容はすべて
限定の意味ではなくて例示としてである意図である。ま
た特許請求の範囲が発明の包括的および特定特徴のすべ
てを包含するものであることを理解すべきである。
限定の意味ではなくて例示としてである意図である。ま
た特許請求の範囲が発明の包括的および特定特徴のすべ
てを包含するものであることを理解すべきである。
第１図は本発明による第１態様の心室補助装置の略ブロ
ック図であり、 第２ａ図は本発明による第１態様の心室補助装置を移植
された人体の上部の略一般正面図であり、 第２ｂ図は第２ａ図中のライン２ｂ−２ｂに沿ってみた
略一般平面図であり、 第３ａ図は装置に対する電子モジュールの略正面図であ
り、 第３ｂ図は第３ａ図に示される電子モジュールの略側面
図であり、 第４ａ図は本発明の第１態様の直接心臓ポンプ機構の拡
大正面図であり、 第４ｂ図は第１および第２運転位置を例示する第４ａ図
に示されるポンプ機構の部分の分離正面図であり、 第４ｃ図は第４ａ図中のライン４ｃ−４ｃに沿ってみた
平面図であり、 第４ｄ図は第２ａ図中のライン４ｄ−４ｄに一般に沿っ
てとった本発明の第１態様による駆動機構の拡大断面図
であり、 第４ｅ図は第４ｄ図中のライン４ｅ−４ｅに沿ってとっ
た部分断面図であり、 第４ｆ図は第４ｄ図中のライン４ｆ−４ｆに沿ってとっ
た断面図であり、 第５ａ図は本発明の第２態様の部分の断面正面図であ
り、 第５ｂ図は第５ａ図中のライン５ｂ−５ｂに沿ってみた
正面図であり、 第６図は心室補助装置の心室圧縮機構の上部の側面図で
あり、 第７図はライン７−７に沿ってとった第６図に示される
心室圧縮機構の部分の断面図であり、 第８図は第６図に示される心室圧縮機構の部分の反対側
面図であり、 第９図は第１運転位置における本発明の第３態様の略図
であり、 第１０図は第２運転位置における第９図の態様を示す略
図であり、 第１１図は本発明の第４態様の略図である。 １０……心室補助装置、１２……左心室、 １４……移植可能サブシステム、 １６……サブシステム、２０……ポンプ機構、 ２２……モータハウジング、２４……モータ、 ２６……回転一直線運動転換装置、 ２８……制御システム、 ３０……電子モジュール、 ３２……再充電性電源、 ３４……エネルギー貯蔵装置、 ３６……ペーサー装置、 ３８……電気除細動器／細動除去器装置、 ４０……記録計、４２……警報装置、 ４４……手動ポンプ、４６……経皮電源、 ４８，５０……プログラマー／問合せ装置。
ック図であり、 第２ａ図は本発明による第１態様の心室補助装置を移植
された人体の上部の略一般正面図であり、 第２ｂ図は第２ａ図中のライン２ｂ−２ｂに沿ってみた
略一般平面図であり、 第３ａ図は装置に対する電子モジュールの略正面図であ
り、 第３ｂ図は第３ａ図に示される電子モジュールの略側面
図であり、 第４ａ図は本発明の第１態様の直接心臓ポンプ機構の拡
大正面図であり、 第４ｂ図は第１および第２運転位置を例示する第４ａ図
に示されるポンプ機構の部分の分離正面図であり、 第４ｃ図は第４ａ図中のライン４ｃ−４ｃに沿ってみた
平面図であり、 第４ｄ図は第２ａ図中のライン４ｄ−４ｄに一般に沿っ
てとった本発明の第１態様による駆動機構の拡大断面図
であり、 第４ｅ図は第４ｄ図中のライン４ｅ−４ｅに沿ってとっ
た部分断面図であり、 第４ｆ図は第４ｄ図中のライン４ｆ−４ｆに沿ってとっ
た断面図であり、 第５ａ図は本発明の第２態様の部分の断面正面図であ
り、 第５ｂ図は第５ａ図中のライン５ｂ−５ｂに沿ってみた
正面図であり、 第６図は心室補助装置の心室圧縮機構の上部の側面図で
あり、 第７図はライン７−７に沿ってとった第６図に示される
心室圧縮機構の部分の断面図であり、 第８図は第６図に示される心室圧縮機構の部分の反対側
面図であり、 第９図は第１運転位置における本発明の第３態様の略図
であり、 第１０図は第２運転位置における第９図の態様を示す略
図であり、 第１１図は本発明の第４態様の略図である。 １０……心室補助装置、１２……左心室、 １４……移植可能サブシステム、 １６……サブシステム、２０……ポンプ機構、 ２２……モータハウジング、２４……モータ、 ２６……回転一直線運動転換装置、 ２８……制御システム、 ３０……電子モジュール、 ３２……再充電性電源、 ３４……エネルギー貯蔵装置、 ３６……ペーサー装置、 ３８……電気除細動器／細動除去器装置、 ４０……記録計、４２……警報装置、 ４４……手動ポンプ、４６……経皮電源、 ４８，５０……プログラマー／問合せ装置。
Claims (37)
- 【請求項１】患者使用者に心臓の外部に移植できる心室
補助装置であって、 少くとも１つの心室の外面に係合する１つまたはそれ以
上の可動性心室圧縮アセンブリを含むポンプ装置、 心室を始めに血液拍出を補助するために圧縮し、次いで
再充満させるために解放するように１つまたはそれ以上
の圧縮アセンブリを周期的に作動させる運転装置、 運転装置の作動を調整する制御装置、および電源、 を含む心室補助装置。 - 【請求項２】運転装置が電気モータアセンブリを含み、 制御装置が電気モータアセンブリの周期的運転を可能に
する、 請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項３】電気モータアセンブリが電気モータおよび
回転一軸方向駆動転換機構を含む、請求項(2)記載の心
室補助装置。 - 【請求項４】回転−軸方向駆動転換機構が回転可能部材
および回転可能部材の回転により軸方向に駆動される往
復運動部材を含む、請求項(3)記載の心室補助装置。 - 【請求項５】１つまたはそれ以上の可動性心室圧縮アセ
ンブリが回転−軸方向駆動転換機構の往復運動部材の軸
方向運動により作動される、請求項(4)記載の心室補助
装置。 - 【請求項６】電気モータアセンブリがポンプ装置から分
離して置換可能であるモータアセンブリハウジング内に
収容される、請求項(2)記載の心室補助装置。 - 【請求項７】電気モータアセンブリが流体充満継手系に
よりポンプ装置の１つまたはそれ以上の可動性心室圧縮
アセンブリを作動し、 流体充満継手系が弾性配管により接続された別の往復運
動装置を、１つは電気モータアセンブリ内に、１つはポ
ンプ装置ハウジング内に含む、請求項(6)記載の心室補
助装置。 - 【請求項８】１つまたはそれ以上の心室圧縮アセンブリ
がそれぞれ圧縮アセンブリを心室に接着および（また
は）縫合する接触パッドを含む。。請求項(1)記載の心
室補助装置。 - 【請求項９】接触パッドが、補強された軟質電気絶縁材
料で形成される、請求項(8)記載の心室補助装置。 - 【請求項１０】電源が再充電性電池のパックおよびピッ
クアップコイルを含み、電池が電池をピックアップコイ
ルを通し経皮的に再充電できるように皮下移植できるケ
ーシング中に配置され、 移植可能な電気ケーブル装置が電源を運転装置に接続す
る、 請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項１１】制御装置が、収容されたサーキットリが
経皮的にプログラムしおよび（または）問合せできるよ
うに皮下移植できる電子モジュール中に配置された制御
サーキットリを含み、 前記電子モジュールが、電源の要素を移植すると同様の
ケーシング内に配置され、 前記制御サーキットリが移植可能なな電気ケーブル装置
内に絶縁された電気導体装置によりポンプ装置および
（または）運転装置に接続され、 前記電源が移植可能な電気ケーブル装置により運転装置
に接続される、 請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項１２】さらに、心臓の電気信号を感知し、それ
ぞれ１つの導体装置を経て前記信号を制御装置に伝送す
るため、１つまたはそれ以上の心室圧縮アセンブリの少
くとも１つに隣接して装備される電極装置を含む、請求
項(11)記載の心室補助装置。 - 【請求項１３】さらに、心臓ペーサーパルスを生ずるサ
ーキットリを含み、また少くとも１つの心室に隣接して
装備される電極装置に前記ペーサーパルスを適用する電
気導体装置を含む、請求項(12)記載の心室補助装置。 - 【請求項１４】さらに、心臓電気除細動／細動除去パル
スを生ずるサーキットリを含み、また少くとも１つの心
室に隣接して装備される電極装置に前記パルスを適用す
る電気導体装置を含む、請求項(12)記載の心室補助装
置。 - 【請求項１５】電気除細動／細動除去パルスを送出する
前に、制御装置が運転装置に１つまたはそれ以上の可動
性心室圧縮アセンブリを閉じさせ、それにより心臓から
血液を移動させ、心臓の電気除細動／細動除去エネルギ
ー閾値を低下させる、請求項(14)記載の心室補助装置。 - 【請求項１６】心臓電気信号伝送電気導体装置が、感知
電極装置を有する１つまたはそれ以上の心室圧縮アセン
ブリのそれぞれの１つに隣接して装備される追加の電気
ケーブル装置内に収容され、 前記追加のケーブル装置が前記の初めにあげた電気ケー
ブル装置の一部を経て制御装置に接続される、 請求項(12)記載の心室補助装置。 - 【請求項１７】さらに、心室補助装置のポンプ援助を、
血液流の維持に自然心臓により要求される水準に自動的
に調整するサーボ制御装置を含む、請求項(12)記載の心
室補助装置。 - 【請求項１８】さらに、 心臓電気信号感知装置を含めて、心収縮期血圧、拍出
量、血液流量、拍出割合、圧縮アセンブリ位置および
（または）変位、運転装置による電流消費、心拍数、心
電図形態、並びに（または）心拍数加速の感知測定用感
知装置、並びに、 前記感知装置からの入力を予めプログラムした心臓パラ
メーターに従う運転装置の運転パラメータの調整に利用
する制御サーキットリ中の装置、 を含む、請求項(17)記載の心室補助装置。 - 【請求項１９】さらに、心室尖に係合する可動性心室圧
縮装置を含み、前記尖係合圧縮装置もまた運転装置によ
り運転可能である、請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項２０】制御装置が自動自己試験、例えば残存電
池容量の分析を行なうサーキットリを含む、請求項(1)
記載の心室補助装置。 - 【請求項２１】制御装置が機能不全状態、例えば移植電
源中の低電池電圧、に応答して患者警報を活性化するサ
ーキットリを含む、請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項２２】ペーサーサーキットリがＶＶＴモード
（心室ペーシング、心室感知、感知結果により始動され
るパルス）に置かれるリアルタイム電気生理学／血行力
学（ＨＥ）評価モードを開始するサーキットリを含む、
請求項(13)記載の心室補助装置。 - 【請求項２３】可動性心室圧縮アセンブリの少くとも１
つを心室の圧縮に運動させる手動装置を含む、請求項
(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項２４】さらに、 制御装置の一部を形成し、装置および（または）心臓に
おける機能不全を検出できる感知サーキットリ、並びに 前記機能不全感知サーキットリに応答する警報、 を含む、請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項２５】また、心室補助装置の運転中に生ずるデ
ータを記録する装置を含み、記録装置が移植可能であ
り、経皮問合せできる、請求項(1)記載の心室補助装
置。 - 【請求項２６】ポンプ装置がまた、 心臓の外部の硬支持部材、 心臓の心室間壁中の外科的に移植できる中間部を有し、
硬支持部材に連結される対向端を有する少くとも１つの
弾性パンド、および 硬支持部材パンドと弾性との間に配置される１つまたは
それ以上の可動性心室圧縮アセンブリ、 を含む、請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項２７】ポンプ装置が、心臓の心室間壁中に外科
的に移植される中間部を有し、圧縮アセンブリの作動が
少くとも１つの弾性心室間バンドを収縮させそれにより
心室間バンドを圧縮するように２つの可動性心室圧縮ア
センブリに固定された端部を有する少くとも１つの弾性
バンドを含む、 請求項(1)記載の心室補助装置。 - 【請求項２８】心臓補助装置中の使用が意図される心臓
圧縮アセンブリであって、 圧力板、 アセンブリを少くとも１つの心臓の室に接着および（ま
たは）縫合するために心臓圧縮アセンブリ上に装備され
た接触パッド、および 心臓補助装置中に心臓圧縮アセンブリを装備する装備装
置、 を含む心臓圧縮アセンブリ。 - 【請求項２９】さらに、心臓信号を感知し、前記信号を
１つまたはそれ以上の絶縁電気導体に沿って伝送し、お
よび（または）心臓ペースメーカまたは電気除細動器／
細動除去器パルスを心臓に送出するためにその上に装備
される１つまたはそれ以上の電極を含む、請求項(28)記
載の心臓圧縮アセンブリ。 - 【請求項３０】接着パッドが補強軟質電気絶縁材料で形
成される、請求項(28)記載の心臓圧縮アセンブリ。 - 【請求項３１】接触パッドの厚さが端部応力を回避する
ためにその周辺に向けて次第に薄くされる、請求項(30)
記載の心臓圧縮アセンブリ。 - 【請求項３２】別の往復運動装置が第１および第２ベロ
ーズである、請求項(7)記載の心室補助装置。 - 【請求項３３】別の往復運動装置がローリングダイヤフ
ラムである、請求項((7)記載の心室補助装置。 - 【請求項３４】接触パッドの厚さが端部応力を回避する
ためにその周辺に向けて次第に薄くされる、請求項(9)
記載の心室補助装置。 - 【請求項３５】ペーサーパルス電極装置および電気導体
装置がまた心臓電気信号感知電極装置および電気導体装
置である、請求項(13)記載の心室補助装置。 - 【請求項３６】心臓電気除細動／細動除去パルス電極装
置および電気導体装置がまた心臓電気信号感知電極装置
および電気導体装置である、請求項(14)記載の心室補助
装置。 - 【請求項３７】警報が装置機能不全状態、例えば移植電
源中の低電池電圧に応答する、請求項(24)記載の心室補
助装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US19701 | 1987-02-27 | ||
| US07/019,701 US4925443A (en) | 1987-02-27 | 1987-02-27 | Biocompatible ventricular assist and arrhythmia control device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63294865A JPS63294865A (ja) | 1988-12-01 |
| JPH0614961B2 true JPH0614961B2 (ja) | 1994-03-02 |
Family
ID=21794592
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63044056A Expired - Lifetime JPH0614961B2 (ja) | 1987-02-27 | 1988-02-26 | 生体適合性心室補助および不整脈制御装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4925443A (ja) |
| EP (2) | EP0583012B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0614961B2 (ja) |
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