JPH11169455A - 代用心臓の制御装置 - Google Patents
代用心臓の制御装置Info
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- JPH11169455A JPH11169455A JP10167236A JP16723698A JPH11169455A JP H11169455 A JPH11169455 A JP H11169455A JP 10167236 A JP10167236 A JP 10167236A JP 16723698 A JP16723698 A JP 16723698A JP H11169455 A JPH11169455 A JP H11169455A
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- G05B13/02—Adaptive control systems, i.e. systems automatically adjusting themselves to have a performance which is optimum according to some preassigned criterion electric
- G05B13/0265—Adaptive control systems, i.e. systems automatically adjusting themselves to have a performance which is optimum according to some preassigned criterion electric the criterion being a learning criterion
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 代用心臓を有する生体の日常生活の制約を減
少し、生活の質を高めることができる代用心臓の制御装
置を提供する。 【解決手段】 心拍出量制御手段７４により、予め設定
された関係から、循環動態関連生体情報検出手段５２に
より検出された循環動態関連生体情報に基づいて、前記
代用心臓１０の単位時間当たりの心拍出量ＣＯを制御す
るための制御出力信号ＮＮOUT がその代用心臓１０へ出
力されることから、画一的に代用心臓が作動させられる
場合に比較して、生体自身の運動状態や精神状態、生活
環境からの物理的或いは精神的刺激に応じて循環器にお
ける循環動態が変化させられるので、運動制限や外的刺
激の制限などの生体の日常生活の制約が少なくなるだけ
でなく、本来の人間らしい生活を行うための生活の質が
高められる。
少し、生活の質を高めることができる代用心臓の制御装
置を提供する。 【解決手段】 心拍出量制御手段７４により、予め設定
された関係から、循環動態関連生体情報検出手段５２に
より検出された循環動態関連生体情報に基づいて、前記
代用心臓１０の単位時間当たりの心拍出量ＣＯを制御す
るための制御出力信号ＮＮOUT がその代用心臓１０へ出
力されることから、画一的に代用心臓が作動させられる
場合に比較して、生体自身の運動状態や精神状態、生活
環境からの物理的或いは精神的刺激に応じて循環器にお
ける循環動態が変化させられるので、運動制限や外的刺
激の制限などの生体の日常生活の制約が少なくなるだけ
でなく、本来の人間らしい生活を行うための生活の質が
高められる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体内に設けられ
た代用心臓を制御するための代用心臓の制御装置に関す
るものである。
た代用心臓を制御するための代用心臓の制御装置に関す
るものである。
【０００２】
【従来の技術】生体の心臓機能に支障がある場合には、
その心臓の機能を代行する人工心臓や他の個体の心臓な
どの代用心臓をその生体内に一時的或いは恒久的に設け
ることが知られている。このような生体内に設けられた
代用心臓は、制御装置或いはペースメーカによって予め
設定された一定の駆出作動となるように画一的に制御さ
れていた。
その心臓の機能を代行する人工心臓や他の個体の心臓な
どの代用心臓をその生体内に一時的或いは恒久的に設け
ることが知られている。このような生体内に設けられた
代用心臓は、制御装置或いはペースメーカによって予め
設定された一定の駆出作動となるように画一的に制御さ
れていた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】ところで、一般に、生
体では、それ自身の運動状態や精神状態、生活環境から
の物理的或いは精神的刺激に応じて循環器における循環
動態が変化させられるが、上記のように代用心臓が設け
られて画一的に代用心臓が作動させられる場合には、生
体の運動状態や精神状態、或いは外的刺激に応じた循環
状態が得られないことから、運動制限や外的刺激の制限
などの生体の日常生活の制約が多くなるだけでなく、本
来の人間らしい生活を行うという生活の質が十分に得ら
れないという欠点があった。
体では、それ自身の運動状態や精神状態、生活環境から
の物理的或いは精神的刺激に応じて循環器における循環
動態が変化させられるが、上記のように代用心臓が設け
られて画一的に代用心臓が作動させられる場合には、生
体の運動状態や精神状態、或いは外的刺激に応じた循環
状態が得られないことから、運動制限や外的刺激の制限
などの生体の日常生活の制約が多くなるだけでなく、本
来の人間らしい生活を行うという生活の質が十分に得ら
れないという欠点があった。
【０００４】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであって、その目的とするところは、代用心臓を有
する生体の日常生活の制約を減少し、生活の質を高める
ことができる代用心臓の制御装置を提供することにあ
る。
ものであって、その目的とするところは、代用心臓を有
する生体の日常生活の制約を減少し、生活の質を高める
ことができる代用心臓の制御装置を提供することにあ
る。
【０００５】
【課題を解決するための手段】かかる目的を達成するた
めの本発明の要旨とするところは、生体内に設けられた
代用心臓を制御するための代用心臓の制御装置であっ
て、(a) 前記生体の循環態に関連する循環動態関連生体
情報を非侵襲で検出する循環動態関連生体情報検出手段
と、(b) 予め設定された関係から、その循環動態関連生
体情報検出手段により検出された循環動態関連生体情報
に基づいて、前記代用心臓の単位時間当たりの心拍出量
を制御するための制御信号を前記代用心臓へ出力する心
拍出量制御手段とを、含むことにある。
めの本発明の要旨とするところは、生体内に設けられた
代用心臓を制御するための代用心臓の制御装置であっ
て、(a) 前記生体の循環態に関連する循環動態関連生体
情報を非侵襲で検出する循環動態関連生体情報検出手段
と、(b) 予め設定された関係から、その循環動態関連生
体情報検出手段により検出された循環動態関連生体情報
に基づいて、前記代用心臓の単位時間当たりの心拍出量
を制御するための制御信号を前記代用心臓へ出力する心
拍出量制御手段とを、含むことにある。
【０００６】
【発明の効果】このようにすれば、心拍出量制御手段に
より、予め設定された関係から、前記循環動態関連生体
情報検出手段により検出された循環動態関連生体情報に
基づいて、前記代用心臓の単位時間当たりの心拍出量を
制御するための制御信号が前記代用心臓へ出力されるこ
とから、画一的に代用心臓が作動させられる場合に比較
して、生体自身の運動状態や精神状態、生活環境からの
物理的或いは精神的刺激に応じて循環器における循環動
態が変化させられるので、運動制限や外的刺激の制限な
どの生体の日常生活の制約が少なくなるだけでなく、本
来の人間らしい生活を行うための生活の質が高められ
る。
より、予め設定された関係から、前記循環動態関連生体
情報検出手段により検出された循環動態関連生体情報に
基づいて、前記代用心臓の単位時間当たりの心拍出量を
制御するための制御信号が前記代用心臓へ出力されるこ
とから、画一的に代用心臓が作動させられる場合に比較
して、生体自身の運動状態や精神状態、生活環境からの
物理的或いは精神的刺激に応じて循環器における循環動
態が変化させられるので、運動制限や外的刺激の制限な
どの生体の日常生活の制約が少なくなるだけでなく、本
来の人間らしい生活を行うための生活の質が高められ
る。
【０００７】
【発明の他の態様】ここで、好適には、前記関係は、前
記代用心臓が前記生体内に設けられる前において、その
生体における前記循環動態関連生体情報と心臓の単位時
間当たりの心拍出量との関係を求めることにより予め設
定されたものである。このようにすれば、生体個々にお
いて代用心臓が設けられる前における関係が用いられる
ので、各個人の特性に適合した制御が得られる利点があ
る。
記代用心臓が前記生体内に設けられる前において、その
生体における前記循環動態関連生体情報と心臓の単位時
間当たりの心拍出量との関係を求めることにより予め設
定されたものである。このようにすれば、生体個々にお
いて代用心臓が設けられる前における関係が用いられる
ので、各個人の特性に適合した制御が得られる利点があ
る。
【０００８】また、好適には、前記関係は、前記代用心
臓が前記生体内に設けられる前においてその生体におけ
る前記循環動態関連生体情報と心臓の心拍数のゆらぎと
の関係を学習することにより作成されたものであり、前
記心拍出量制御手段は、その関係に基づいて前記代用心
臓の心拍数にゆらぎを与えるものである。このようにす
れば、自律神経の状態に応じて心拍数のゆらぎが施され
るので、単位時間当たりの心拍出量を単に制御する場合
に比較して、自然の心臓の活動状態に近似した生体の快
適さが得られる利点がある。
臓が前記生体内に設けられる前においてその生体におけ
る前記循環動態関連生体情報と心臓の心拍数のゆらぎと
の関係を学習することにより作成されたものであり、前
記心拍出量制御手段は、その関係に基づいて前記代用心
臓の心拍数にゆらぎを与えるものである。このようにす
れば、自律神経の状態に応じて心拍数のゆらぎが施され
るので、単位時間当たりの心拍出量を単に制御する場合
に比較して、自然の心臓の活動状態に近似した生体の快
適さが得られる利点がある。
【０００９】また、好適には、前記心拍出量制御手段
は、前記代用心臓が前記生体内に設けられる前において
その生体における前記循環動態関連生体情報と心臓の心
拍数のゆらぎとの関係を学習することにより定数が決定
されたニューラルネットワークを含むものであり、前記
関係は、そのニューラルネットワークの入力と出力との
間の関数により決定されるものである。このようにすれ
ば、代用心臓が生体内に設けられる前においてその生体
における前記循環動態関連生体情報と心臓の作動状態と
の間の関係を容易に学習できる利点がある。
は、前記代用心臓が前記生体内に設けられる前において
その生体における前記循環動態関連生体情報と心臓の心
拍数のゆらぎとの関係を学習することにより定数が決定
されたニューラルネットワークを含むものであり、前記
関係は、そのニューラルネットワークの入力と出力との
間の関数により決定されるものである。このようにすれ
ば、代用心臓が生体内に設けられる前においてその生体
における前記循環動態関連生体情報と心臓の作動状態と
の間の関係を容易に学習できる利点がある。
【００１０】また、好適には、前記循環動態関連生体情
報検出手段は、前記生体の体温、末梢部の血圧値、末梢
部の脈間時間、末梢部の血圧波形、動脈内の脈波伝播速
度、血液酸素飽和度、生体の発汗量、生体の呼吸数、生
体の運動量、それらの統計値のいずれかを検出するもの
である。このようにすれば、生体の循環動態に関連して
変化する循環動態関連生体情報として、非侵襲で比較的
容易に検出される生体情報が用いられる利点がある。
報検出手段は、前記生体の体温、末梢部の血圧値、末梢
部の脈間時間、末梢部の血圧波形、動脈内の脈波伝播速
度、血液酸素飽和度、生体の発汗量、生体の呼吸数、生
体の運動量、それらの統計値のいずれかを検出するもの
である。このようにすれば、生体の循環動態に関連して
変化する循環動態関連生体情報として、非侵襲で比較的
容易に検出される生体情報が用いられる利点がある。
【００１１】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳
細に説明する。
細に説明する。
【００１２】図１は、本発明の一実施例である、生体内
に設けられた代用心臓１０の作動すなわち単位時間当た
りの心拍出量ＣＯ（ｌ／min ）を制御するための制御装
置１２の一構成例を示す図である。この代用心臓１０と
しては、全置換型人工心臓、補助人工心臓、他の個体の
生体心臓などが知られている。たとえば、全置換型人工
心臓は、心臓機能を全面的に代行する人工ポンプであ
り、補助人工心臓は、Ｕ字型、円筒型、サック型、ダイ
ヤフラム型、カップ型などのポンプを有し、右心或いは
左心または両心の機能を補助するものである。また、他
の個体の生体心臓は、人或いは類人猿などから生体移植
された移植心臓である。
に設けられた代用心臓１０の作動すなわち単位時間当た
りの心拍出量ＣＯ（ｌ／min ）を制御するための制御装
置１２の一構成例を示す図である。この代用心臓１０と
しては、全置換型人工心臓、補助人工心臓、他の個体の
生体心臓などが知られている。たとえば、全置換型人工
心臓は、心臓機能を全面的に代行する人工ポンプであ
り、補助人工心臓は、Ｕ字型、円筒型、サック型、ダイ
ヤフラム型、カップ型などのポンプを有し、右心或いは
左心または両心の機能を補助するものである。また、他
の個体の生体心臓は、人或いは類人猿などから生体移植
された移植心臓である。
【００１３】上記の制御装置１２は、必要に応じて生体
の内部或いは外部に設けられるものであり、生体の上腕
に巻回されるカフ１４および生体の撓骨動脈を押圧する
ように装着された圧脈波検出プローブ１６とを備えた連
続血圧測定ユニット１８と、生体に固定される体温測定
プローブ２０を備えた体温測定ユニット２２と、生体内
へ光を照射し且つその生体内からの散乱光を受光する酸
素飽和度測定用プローブ２４を備えた酸素飽和度測定ユ
ニット２６と、生体の皮膚に貼着される電極２８を備え
た発汗測定ユニット３０と、鼻口の風速変化などを検出
する呼吸数センサ３２を備えた呼吸数測定ユニット３４
と、生体の体位の変化量即ち運動量を検出する体動セン
サ３６を備えた体動測定ユニット３８と、それらの回路
から入力された連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）、体温ＴB 、酸
素飽和度ＳｐＯ2 、発汗量ＳW 、呼吸数ＢＲ、運動量Ｍ
B などに基づいて代用心臓１０を駆動するための駆動信
号すなわち心拍出量制御出力信号ＮＮOUT を出力する演
算制御回路４０とを備えている。
の内部或いは外部に設けられるものであり、生体の上腕
に巻回されるカフ１４および生体の撓骨動脈を押圧する
ように装着された圧脈波検出プローブ１６とを備えた連
続血圧測定ユニット１８と、生体に固定される体温測定
プローブ２０を備えた体温測定ユニット２２と、生体内
へ光を照射し且つその生体内からの散乱光を受光する酸
素飽和度測定用プローブ２４を備えた酸素飽和度測定ユ
ニット２６と、生体の皮膚に貼着される電極２８を備え
た発汗測定ユニット３０と、鼻口の風速変化などを検出
する呼吸数センサ３２を備えた呼吸数測定ユニット３４
と、生体の体位の変化量即ち運動量を検出する体動セン
サ３６を備えた体動測定ユニット３８と、それらの回路
から入力された連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）、体温ＴB 、酸
素飽和度ＳｐＯ2 、発汗量ＳW 、呼吸数ＢＲ、運動量Ｍ
B などに基づいて代用心臓１０を駆動するための駆動信
号すなわち心拍出量制御出力信号ＮＮOUT を出力する演
算制御回路４０とを備えている。
【００１４】上記カフ１４はゴム製袋を布製帯状袋内に
有するカフであって、たとえば患者の上腕部に巻回され
た状態で装着される。圧脈波検出プローブ１６は、図示
しない装着バンドにより手首に着脱可能に取り付けら
れ、撓骨動脈内の圧力を表す圧脈波を検出し、その圧脈
波を表す圧脈波信号を出力する。上記連続血圧測定ユニ
ット１８は、演算制御回路４０からの指令にしたがって
作動させられる空気ポンプおよび排気制御弁とを備え、
校正のための基準血圧を測定するに際しては空気ポンプ
によりカフ１４を急速昇圧させた後、カフ１４による圧
迫圧力を３mmHg/sec程度の速度で徐々に降圧させ、測定
完了時においてカフ１４を急速降圧させる。また、上記
連続血圧測定ユニット１８は、圧脈波検出プローブ１６
を最適押圧力で撓骨動脈に押圧させるための空圧制御回
路を備え、演算制御回路４０からの指令にしたがって圧
脈波検出プローブ１６の押圧力を最適値に維持し、生体
の動脈圧に関連する圧脈波信号を演算制御回路４０へ逐
次出力する。
有するカフであって、たとえば患者の上腕部に巻回され
た状態で装着される。圧脈波検出プローブ１６は、図示
しない装着バンドにより手首に着脱可能に取り付けら
れ、撓骨動脈内の圧力を表す圧脈波を検出し、その圧脈
波を表す圧脈波信号を出力する。上記連続血圧測定ユニ
ット１８は、演算制御回路４０からの指令にしたがって
作動させられる空気ポンプおよび排気制御弁とを備え、
校正のための基準血圧を測定するに際しては空気ポンプ
によりカフ１４を急速昇圧させた後、カフ１４による圧
迫圧力を３mmHg/sec程度の速度で徐々に降圧させ、測定
完了時においてカフ１４を急速降圧させる。また、上記
連続血圧測定ユニット１８は、圧脈波検出プローブ１６
を最適押圧力で撓骨動脈に押圧させるための空圧制御回
路を備え、演算制御回路４０からの指令にしたがって圧
脈波検出プローブ１６の押圧力を最適値に維持し、生体
の動脈圧に関連する圧脈波信号を演算制御回路４０へ逐
次出力する。
【００１５】上記体温測定ユニット２２は、たとえば体
温測定プローブ２０内のサーミスタと測定ブリッジを構
成する測定回路を備え、生体の体温ＴB に関連する体温
信号を演算制御回路４０へ逐次出力する。酸素飽和度測
定用プローブ２４は、吸光係数が酸素飽和度に影響され
ない７３０nm程度の第１波長λ1 の光と吸光係数が酸素
飽和度に影響される８８０nm程度の第２波長λ2 の光と
を皮膚に向かって照射すると同時に、皮膚内を経由して
射出する、その第１波長λ1 の光の散乱光および第２波
長λ2 の光の散乱光を検出するものであり、前記酸素飽
和度測定ユニット２６は、上記第１波長λ1 および第２
波長λ2 の散乱光の交流成分および直流成分をそれぞれ
決定するとともに、第１波長λ1 の散乱光の交直成分比
（ＡＣ／ＤＣ）R を表す信号と第２波長λ2 の散乱光の
交直成分比（ＡＣ／ＤＣ）IRを表すパルスオキシ信号を
逐次演算制御回路４０へ出力する。
温測定プローブ２０内のサーミスタと測定ブリッジを構
成する測定回路を備え、生体の体温ＴB に関連する体温
信号を演算制御回路４０へ逐次出力する。酸素飽和度測
定用プローブ２４は、吸光係数が酸素飽和度に影響され
ない７３０nm程度の第１波長λ1 の光と吸光係数が酸素
飽和度に影響される８８０nm程度の第２波長λ2 の光と
を皮膚に向かって照射すると同時に、皮膚内を経由して
射出する、その第１波長λ1 の光の散乱光および第２波
長λ2 の光の散乱光を検出するものであり、前記酸素飽
和度測定ユニット２６は、上記第１波長λ1 および第２
波長λ2 の散乱光の交流成分および直流成分をそれぞれ
決定するとともに、第１波長λ1 の散乱光の交直成分比
（ＡＣ／ＤＣ）R を表す信号と第２波長λ2 の散乱光の
交直成分比（ＡＣ／ＤＣ）IRを表すパルスオキシ信号を
逐次演算制御回路４０へ出力する。
【００１６】発汗測定ユニット３０は、皮膚に貼着され
た電極２８間の電気抵抗を検出し、予め設定された関係
からその電気抵抗を表す発汗信号を逐次演算制御回路４
０へ出力する。呼吸数測定ユニット３４は、生体の鼻孔
に装着された呼吸数センサ３２からの風速変化を表す呼
吸数信号を逐次演算制御回路４０へ出力する。体動測定
ユニット３８は、生体に装着された体動センサ３６から
の信号を表す体動信号を逐次演算制御回路４０へ出力す
る。
た電極２８間の電気抵抗を検出し、予め設定された関係
からその電気抵抗を表す発汗信号を逐次演算制御回路４
０へ出力する。呼吸数測定ユニット３４は、生体の鼻孔
に装着された呼吸数センサ３２からの風速変化を表す呼
吸数信号を逐次演算制御回路４０へ出力する。体動測定
ユニット３８は、生体に装着された体動センサ３６から
の信号を表す体動信号を逐次演算制御回路４０へ出力す
る。
【００１７】前記演算制御回路４０は、ＣＰＵ４２，Ｒ
ＯＭ４４，ＲＡＭ４６，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ４２は、ＲＯＭ４４に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ４６の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、代用心臓１０の単位時間当た
りの拍数ＨＲを（／min ）を決定し、その拍数ＨＲを表
す信号を駆動回路４８へ出力し、代用心臓１０を収縮作
動させるための駆動信号をその駆動回路４８から代用心
臓１０へ上記拍数ＨＲを実現するための周期で出力させ
る。
ＯＭ４４，ＲＡＭ４６，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ４２は、ＲＯＭ４４に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ４６の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、代用心臓１０の単位時間当た
りの拍数ＨＲを（／min ）を決定し、その拍数ＨＲを表
す信号を駆動回路４８へ出力し、代用心臓１０を収縮作
動させるための駆動信号をその駆動回路４８から代用心
臓１０へ上記拍数ＨＲを実現するための周期で出力させ
る。
【００１８】図２は、上記のように構成された制御装置
１２の演算制御回路４０の制御機能の要部を説明する機
能ブロック線図である。信号読込手段５０は、前記各測
定ユニット１８、２２、２６、３０、３４、３８から逐
次供給される、圧脈波信号、体温信号、パルスオキシ信
号、発汗信号、呼吸数信号、体動信号を読み込む。
１２の演算制御回路４０の制御機能の要部を説明する機
能ブロック線図である。信号読込手段５０は、前記各測
定ユニット１８、２２、２６、３０、３４、３８から逐
次供給される、圧脈波信号、体温信号、パルスオキシ信
号、発汗信号、呼吸数信号、体動信号を読み込む。
【００１９】循環動態関連生体情報検出（算出）手段５
２は、読み込まれた上記の圧脈波信号、体温信号、パル
スオキシ信号、発汗信号、呼吸数信号、体動信号から、
連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）、血圧波形特徴値ＳＩ、脈間時
間ＴMM、脈波伝播速度ＰＷＶ、体温ＴB 、酸素飽和度Ｓ
ｐＯ2 、発汗量ＳW 、呼吸数ＢＲ、運動量ＭB や、その
統計値などの循環動態関連生体情報を算出するために、
連続血圧値推定手段５４、血圧波形特徴値算出手段５
６、脈間時間算出手段５８、脈波伝播速度算出手段６
０、体温算出手段６２、酸素飽和度算出手段６４、発汗
量算出手段６６、呼吸数算出手段６８、運動量算出手段
７０、統計値算出手段７２を備えている。
２は、読み込まれた上記の圧脈波信号、体温信号、パル
スオキシ信号、発汗信号、呼吸数信号、体動信号から、
連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）、血圧波形特徴値ＳＩ、脈間時
間ＴMM、脈波伝播速度ＰＷＶ、体温ＴB 、酸素飽和度Ｓ
ｐＯ2 、発汗量ＳW 、呼吸数ＢＲ、運動量ＭB や、その
統計値などの循環動態関連生体情報を算出するために、
連続血圧値推定手段５４、血圧波形特徴値算出手段５
６、脈間時間算出手段５８、脈波伝播速度算出手段６
０、体温算出手段６２、酸素飽和度算出手段６４、発汗
量算出手段６６、呼吸数算出手段６８、運動量算出手段
７０、統計値算出手段７２を備えている。
【００２０】上記連続血圧値推定手段５４は、たとえば
特開平１−２１４３４０号公報に記載されている血圧モ
ニタ装置と同様に、校正のための基準血圧を測定するに
際しては、カフ１４による圧迫圧力を３mmHg/sec程度の
速度で徐々に変化させる過程で得られた脈拍同期信号、
たとえば脈波振幅或いはコロトコフ音の変化に基づきオ
シロメトリック法或いはコロトコフ音法に従って生体の
最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低
血圧値ＢＰDIA （基準血圧値）を測定する。また、連続
血圧測定を測定するに際しては、圧脈波検出プローブ１
６により検出される圧脈波の大きさＰM と上記の基準血
圧値との間の対応関係を予め決定し、その対応関係か
ら、圧脈波検出プローブ１６により逐次検出される圧脈
波の大きさに基づいて生体の推定血圧値（推定最高ＭＢ
ＰSYS 、推定平均血圧値ＭＢＰMEAN、および推定最低血
圧値ＭＢＰDIA ）を連続的に決定する。
特開平１−２１４３４０号公報に記載されている血圧モ
ニタ装置と同様に、校正のための基準血圧を測定するに
際しては、カフ１４による圧迫圧力を３mmHg/sec程度の
速度で徐々に変化させる過程で得られた脈拍同期信号、
たとえば脈波振幅或いはコロトコフ音の変化に基づきオ
シロメトリック法或いはコロトコフ音法に従って生体の
最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低
血圧値ＢＰDIA （基準血圧値）を測定する。また、連続
血圧測定を測定するに際しては、圧脈波検出プローブ１
６により検出される圧脈波の大きさＰM と上記の基準血
圧値との間の対応関係を予め決定し、その対応関係か
ら、圧脈波検出プローブ１６により逐次検出される圧脈
波の大きさに基づいて生体の推定血圧値（推定最高ＭＢ
ＰSYS 、推定平均血圧値ＭＢＰMEAN、および推定最低血
圧値ＭＢＰDIA ）を連続的に決定する。
【００２１】血圧波形特徴値算出手段５６は、上記圧脈
波信号或いは連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）を表す血圧信号の
波形のうち、最大値或いはノッチの発生以後の部分の傾
斜値或いは減少率、振幅のうちのノッチよりも上の部分
と下の部分との比などの波形特徴値ＳＩを算出する。こ
のような波形特徴値ＳＩは、末梢血管抵抗と共に変化す
る値である。
波信号或いは連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）を表す血圧信号の
波形のうち、最大値或いはノッチの発生以後の部分の傾
斜値或いは減少率、振幅のうちのノッチよりも上の部分
と下の部分との比などの波形特徴値ＳＩを算出する。こ
のような波形特徴値ＳＩは、末梢血管抵抗と共に変化す
る値である。
【００２２】脈間時間算出手段５８は、脈波が連続する
上記圧脈波信号或いは連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）を表す血
圧信号の波形から、たとえばそのピーク間隔に基づいて
脈波間の脈間時間ＴMMを算出する。この脈間時間Ｔ
MMは、撓骨動脈などの動脈の硬さに関連して変化する値
である。
上記圧脈波信号或いは連続血圧値ＥＢＰ（ｔ）を表す血
圧信号の波形から、たとえばそのピーク間隔に基づいて
脈波間の脈間時間ＴMMを算出する。この脈間時間Ｔ
MMは、撓骨動脈などの動脈の硬さに関連して変化する値
である。
【００２３】脈波伝播速度算出手段６０は、たとえば圧
脈波検出プローブ１６により圧脈波が検出されてから、
それよりも下流に装着された酸素飽和度測定プローブ２
４により光電脈波が検出される迄の伝播時間ＤＴと上記
圧脈波検出プローブ１６および酸素飽和度測定プローブ
２４の装着距離すなわち間隔に基づいて脈波の伝播する
時間ＤＴを算出し、さらに脈波伝播速度ＰＷＶを算出す
る。
脈波検出プローブ１６により圧脈波が検出されてから、
それよりも下流に装着された酸素飽和度測定プローブ２
４により光電脈波が検出される迄の伝播時間ＤＴと上記
圧脈波検出プローブ１６および酸素飽和度測定プローブ
２４の装着距離すなわち間隔に基づいて脈波の伝播する
時間ＤＴを算出し、さらに脈波伝播速度ＰＷＶを算出す
る。
【００２４】体温算出手段６２は、予め設定された関係
から前記体温測定ユニット２２から逐次供給された実際
の体温信号に基づいて生体の体温ＴB を決定する。
から前記体温測定ユニット２２から逐次供給された実際
の体温信号に基づいて生体の体温ＴB を決定する。
【００２５】酸素飽和度算出手段６４は、たとえば特願
平９−１００５０３号に記載された反射型酸素飽和度測
定装置と同様に、前記酸素飽和度測定ユニット２６から
の前記第１波長λ1 の散乱光の交直成分比（ＡＣ／Ｄ
Ｃ）R および第２波長λ2 の光の散乱光の交直成分比
（ＡＣ／ＤＣ）IRの比Ｒ〔＝（ＡＣ／ＤＣ）R ／（ＡＣ
／ＤＣ）IR〕を算出するとともに、その比Ｒと酸素飽和
度ＳｐＯ2 との間の予め設定された関係から、実際の比
Ｒに基づいて酸素飽和度ＳｐＯ2 を逐次決定する。
平９−１００５０３号に記載された反射型酸素飽和度測
定装置と同様に、前記酸素飽和度測定ユニット２６から
の前記第１波長λ1 の散乱光の交直成分比（ＡＣ／Ｄ
Ｃ）R および第２波長λ2 の光の散乱光の交直成分比
（ＡＣ／ＤＣ）IRの比Ｒ〔＝（ＡＣ／ＤＣ）R ／（ＡＣ
／ＤＣ）IR〕を算出するとともに、その比Ｒと酸素飽和
度ＳｐＯ2 との間の予め設定された関係から、実際の比
Ｒに基づいて酸素飽和度ＳｐＯ2 を逐次決定する。
【００２６】発汗量算出手段６６は、前記発汗測定ユニ
ット３０から出力された発汗信号に基づいて生体の発汗
状態を示す値を算出する。呼吸数算出手段６８は、生体
の鼻孔に装着された呼吸数センサ３２からの風速変化を
表す呼吸数信号の変動周期に基づいて生体の単位時間当
たりの呼吸数ＢＲ（／min ）を算出する。運動量算出手
段７０は、生体に装着された体動センサ３６からの体動
信号に基づいて生体の単位時間当たりの運動量ＭB （Ｗ
／min ）を決定する。
ット３０から出力された発汗信号に基づいて生体の発汗
状態を示す値を算出する。呼吸数算出手段６８は、生体
の鼻孔に装着された呼吸数センサ３２からの風速変化を
表す呼吸数信号の変動周期に基づいて生体の単位時間当
たりの呼吸数ＢＲ（／min ）を算出する。運動量算出手
段７０は、生体に装着された体動センサ３６からの体動
信号に基づいて生体の単位時間当たりの運動量ＭB （Ｗ
／min ）を決定する。
【００２７】統計値算出手段７２は、予め設定された数
秒乃至数十秒の区間内における前記循環動態関連生体情
報の統計値、たとえば区間内の最大値、平均値、区間ば
らつきを示す標準偏差値、区間内の変動を示す最大値と
最小値との差分などを算出する。たとえば、前記連続血
圧値ＥＢＰ（ｔ）、血圧波形特徴値ＳＩ、脈間時間
Ｔ MM、脈波伝播速度ＰＷＶ、体温ＴB 、酸素飽和度Ｓｐ
Ｏ2 、発汗量ＳW 、呼吸数ＢＲ、運動量ＭB について、
区間内の最大値、平均値、区間ばらつきを示す標準偏差
値、区間内の変動を示す最大値と最小値との差分などが
算出されるのである。図２では、統計値算出手段７２の
出力がニューラルネットワークＮＮの入力層の１個の神
経細胞要素（ニューロン）Ｘへ入力されているが、その
統計値算出手段７２により複数種類の統計値がそれぞれ
求められる場合には、その数に応じた神経細胞要素（ニ
ューロン）Ｘへそれぞれ入力される。
秒乃至数十秒の区間内における前記循環動態関連生体情
報の統計値、たとえば区間内の最大値、平均値、区間ば
らつきを示す標準偏差値、区間内の変動を示す最大値と
最小値との差分などを算出する。たとえば、前記連続血
圧値ＥＢＰ（ｔ）、血圧波形特徴値ＳＩ、脈間時間
Ｔ MM、脈波伝播速度ＰＷＶ、体温ＴB 、酸素飽和度Ｓｐ
Ｏ2 、発汗量ＳW 、呼吸数ＢＲ、運動量ＭB について、
区間内の最大値、平均値、区間ばらつきを示す標準偏差
値、区間内の変動を示す最大値と最小値との差分などが
算出されるのである。図２では、統計値算出手段７２の
出力がニューラルネットワークＮＮの入力層の１個の神
経細胞要素（ニューロン）Ｘへ入力されているが、その
統計値算出手段７２により複数種類の統計値がそれぞれ
求められる場合には、その数に応じた神経細胞要素（ニ
ューロン）Ｘへそれぞれ入力される。
【００２８】心拍出量制御手段７４は、上記連続血圧値
推定手段５４により求められた連続血圧値ＥＢＰ
（ｔ）、血圧波形特徴値算出手段５６により求められた
波形特徴値ＳＩ、脈間時間算出手段５８により求められ
た脈間時間ＴMM、脈波伝播速度算出手段６０により求め
られた脈波伝播速度ＰＷＶ（伝播時間ＤＴ）、体温算出
手段６２により求められた体温ＴB 、酸素飽和度算出手
段６４により求められた酸素飽和度ＳｐＯ2 、発汗量算
出手段６６により求められた発汗量ＳW 、呼吸数算出手
段６８により求められた呼吸数ＢＲ、運動量算出手段７
０により求められた運動量ＭB 、統計値算出手段７２に
より求められた統計値Ａが算出される毎に、代用心臓１
０の作動を制御する心拍出量制御出力信号の演算を行う
ニューラルネットワークＮＮを備え、その心拍出量制御
出力信号ＮＮOUT をニューラルネットワークＮＮから出
力させる。
推定手段５４により求められた連続血圧値ＥＢＰ
（ｔ）、血圧波形特徴値算出手段５６により求められた
波形特徴値ＳＩ、脈間時間算出手段５８により求められ
た脈間時間ＴMM、脈波伝播速度算出手段６０により求め
られた脈波伝播速度ＰＷＶ（伝播時間ＤＴ）、体温算出
手段６２により求められた体温ＴB 、酸素飽和度算出手
段６４により求められた酸素飽和度ＳｐＯ2 、発汗量算
出手段６６により求められた発汗量ＳW 、呼吸数算出手
段６８により求められた呼吸数ＢＲ、運動量算出手段７
０により求められた運動量ＭB 、統計値算出手段７２に
より求められた統計値Ａが算出される毎に、代用心臓１
０の作動を制御する心拍出量制御出力信号の演算を行う
ニューラルネットワークＮＮを備え、その心拍出量制御
出力信号ＮＮOUT をニューラルネットワークＮＮから出
力させる。
【００２９】上記心拍出量制御手段７４に備えられたニ
ューラルネットワークＮＮは、コンピュータプログラム
によるソフトウエアにより、或いは電子的素子の結合か
ら成るハードウエアにより生体の神経細胞群をモデル化
して構成され得るものであり、たとえば図２の心拍出量
制御手段７４のブロック内に例示されるように構成され
る。図２において、ニューラルネットワークＮＮは、前
記循環動態関連生体情報がそれぞれ入力されるｒ個の神
経細胞要素（ニューロン）Ｘi （Ｘ1 〜Ｘr ）から構成
された入力層と、ｓ個の神経細胞要素Ｙj （Ｙ1 〜
Ｙs ）から構成された中間層と、ｔ個の神経細胞要素Ｚ
k （Ｚ1 〜Ｚt ）から構成された出力層とから構成され
た３層構造の階層型である。そして、上記入力層から出
力層へ向かって神経細胞要素の状態を伝達するために、
結合係数（重み）ＷXij を有して上記ｒ個の神経細胞要
素Ｘi とｓ個の神経細胞要素Ｙj とをそれぞれ結合する
伝達要素ＤXij と、結合係数（重み）ＷYjk を有してｓ
個の神経細胞要素Ｙj とｔ個の神経細胞要素Ｚk とをそ
れぞれ結合する伝達要素ＤYjk が設けられている。
ューラルネットワークＮＮは、コンピュータプログラム
によるソフトウエアにより、或いは電子的素子の結合か
ら成るハードウエアにより生体の神経細胞群をモデル化
して構成され得るものであり、たとえば図２の心拍出量
制御手段７４のブロック内に例示されるように構成され
る。図２において、ニューラルネットワークＮＮは、前
記循環動態関連生体情報がそれぞれ入力されるｒ個の神
経細胞要素（ニューロン）Ｘi （Ｘ1 〜Ｘr ）から構成
された入力層と、ｓ個の神経細胞要素Ｙj （Ｙ1 〜
Ｙs ）から構成された中間層と、ｔ個の神経細胞要素Ｚ
k （Ｚ1 〜Ｚt ）から構成された出力層とから構成され
た３層構造の階層型である。そして、上記入力層から出
力層へ向かって神経細胞要素の状態を伝達するために、
結合係数（重み）ＷXij を有して上記ｒ個の神経細胞要
素Ｘi とｓ個の神経細胞要素Ｙj とをそれぞれ結合する
伝達要素ＤXij と、結合係数（重み）ＷYjk を有してｓ
個の神経細胞要素Ｙj とｔ個の神経細胞要素Ｚk とをそ
れぞれ結合する伝達要素ＤYjk が設けられている。
【００３０】上記ニューラルネットワークＮＮは、その
結合係数（重み）ＷXij 、結合係数（重み）ＷYjk が所
謂誤差逆伝搬学習アルゴリズムによって予め学習させら
れたパターン連想型のシステムである。前記代用心臓１
０が生体内へ設けられる前の生体について、事前に種々
の状態における入力と出力との関係が求められ、その入
力と出力との関係が得られるように上記ニューラルネッ
トワークＮＮの学習が繰り返されて学習が完了させられ
ているので、制御装置１２の使用時には、上記結合係数
（重み）ＷXij 、結合係数（重み）ＷYjk に固定値が与
えられている。上記の学習に際しては、複数の運動状態
や精神状態について、そのときの生体の心拍数ＨＲとそ
のうねり或いはゆらぎと称される周期的変動とを教師信
号とし、その教師信号とそのときの循環動態関連生体情
報とがニューラルネットワークＮＮに入力させられる。
なお、代用心臓１０の１拍当たりの拍出量ＳＶD （スト
ロークボリューム）と摘出前の生体の心臓の１拍当たり
の拍出量ＳＶN とが相違する場合には、上記教師信号と
して修正後の心拍数ＨＲ×Ｋが用いられる。この修正定
数Ｋには、摘出前の心臓の単位時間当たりの心拍出量Ｃ
Ｏ（ｌ／min ）を略同様とするために、たとえばＳＶN
／ＳＶD が用いられる。
結合係数（重み）ＷXij 、結合係数（重み）ＷYjk が所
謂誤差逆伝搬学習アルゴリズムによって予め学習させら
れたパターン連想型のシステムである。前記代用心臓１
０が生体内へ設けられる前の生体について、事前に種々
の状態における入力と出力との関係が求められ、その入
力と出力との関係が得られるように上記ニューラルネッ
トワークＮＮの学習が繰り返されて学習が完了させられ
ているので、制御装置１２の使用時には、上記結合係数
（重み）ＷXij 、結合係数（重み）ＷYjk に固定値が与
えられている。上記の学習に際しては、複数の運動状態
や精神状態について、そのときの生体の心拍数ＨＲとそ
のうねり或いはゆらぎと称される周期的変動とを教師信
号とし、その教師信号とそのときの循環動態関連生体情
報とがニューラルネットワークＮＮに入力させられる。
なお、代用心臓１０の１拍当たりの拍出量ＳＶD （スト
ロークボリューム）と摘出前の生体の心臓の１拍当たり
の拍出量ＳＶN とが相違する場合には、上記教師信号と
して修正後の心拍数ＨＲ×Ｋが用いられる。この修正定
数Ｋには、摘出前の心臓の単位時間当たりの心拍出量Ｃ
Ｏ（ｌ／min ）を略同様とするために、たとえばＳＶN
／ＳＶD が用いられる。
【００３１】上述のように、本実施例によれば、心拍出
量制御手段７４により、予め設定された関係から、循環
動態関連生体情報検出手段５２により検出された循環動
態関連生体情報に基づいて、前記代用心臓１０の単位時
間当たりの心拍出量ＣＯを制御するための制御信号ＮＮ
OUT がその代用心臓１０へ出力されることから、画一的
に代用心臓が作動させられる場合に比較して、生体自身
の運動状態や精神状態、生活環境からの物理的或いは精
神的刺激に応じて循環器における循環動態が変化させら
れるので、運動制限や外的刺激の制限などの生体の日常
生活の制約が少なくなるだけでなく、本来の人間らしい
生活を行うための生活の質が高められる。
量制御手段７４により、予め設定された関係から、循環
動態関連生体情報検出手段５２により検出された循環動
態関連生体情報に基づいて、前記代用心臓１０の単位時
間当たりの心拍出量ＣＯを制御するための制御信号ＮＮ
OUT がその代用心臓１０へ出力されることから、画一的
に代用心臓が作動させられる場合に比較して、生体自身
の運動状態や精神状態、生活環境からの物理的或いは精
神的刺激に応じて循環器における循環動態が変化させら
れるので、運動制限や外的刺激の制限などの生体の日常
生活の制約が少なくなるだけでなく、本来の人間らしい
生活を行うための生活の質が高められる。
【００３２】また、本実施例では、上記心拍出量制御手
段７４において用いられる関係（ニューラルネットワー
クＮＮにおける定数）は、代用心臓１０が生体内に設け
られる前において、その生体における前記循環動態関連
生体情報と心臓の単位時間当たりの心拍出量ＣＯとの関
係を求めることにより予め設定されたものである。この
ようにすれば、生体個々において代用心臓が設けられる
前における関係が用いられるので、各個人の特性に適合
した制御が得られる利点がある。
段７４において用いられる関係（ニューラルネットワー
クＮＮにおける定数）は、代用心臓１０が生体内に設け
られる前において、その生体における前記循環動態関連
生体情報と心臓の単位時間当たりの心拍出量ＣＯとの関
係を求めることにより予め設定されたものである。この
ようにすれば、生体個々において代用心臓が設けられる
前における関係が用いられるので、各個人の特性に適合
した制御が得られる利点がある。
【００３３】また、本実施例では、上記心拍出量制御手
段７４において用いられる関係（ニューラルネットワー
クＮＮにおける定数）は、前記代用心臓１０が生体内に
設けられる前においてその生体における循環動態関連生
体情報と心臓の心拍数ＨＲのゆらぎとの関係を学習する
ことにより作成されたものであり、上記心拍出量制御手
段７４は、その関係に基づいて代用心臓１０の心拍数に
ゆらぎを与えるものであることから、自律神経の状態に
応じて心拍数ＨＲのゆらぎが施されるので、単位時間当
たりの心拍出量ＣＯを単に制御する場合に比較して、自
然の心臓の活動状態に近似した生体の快適さが得られる
利点がある。
段７４において用いられる関係（ニューラルネットワー
クＮＮにおける定数）は、前記代用心臓１０が生体内に
設けられる前においてその生体における循環動態関連生
体情報と心臓の心拍数ＨＲのゆらぎとの関係を学習する
ことにより作成されたものであり、上記心拍出量制御手
段７４は、その関係に基づいて代用心臓１０の心拍数に
ゆらぎを与えるものであることから、自律神経の状態に
応じて心拍数ＨＲのゆらぎが施されるので、単位時間当
たりの心拍出量ＣＯを単に制御する場合に比較して、自
然の心臓の活動状態に近似した生体の快適さが得られる
利点がある。
【００３４】また、本実施例では、前記心拍出量制御手
段７４は、代用心臓１０が生体内に設けられる前におい
てその生体における循環動態関連生体情報と心臓の心拍
数ＨＲのゆらぎとの関係を学習することにより定数が決
定されたニューラルネットワークＮＮを含むものであ
り、前記関係は、そのニューラルネットワークＮＮの入
力と出力との間の関数により決定されるものであるの
で、代用心臓１０が生体内に設けられる前においてその
生体における前記循環動態関連生体情報と心臓の作動状
態との間の関係を容易に学習できる利点がある。
段７４は、代用心臓１０が生体内に設けられる前におい
てその生体における循環動態関連生体情報と心臓の心拍
数ＨＲのゆらぎとの関係を学習することにより定数が決
定されたニューラルネットワークＮＮを含むものであ
り、前記関係は、そのニューラルネットワークＮＮの入
力と出力との間の関数により決定されるものであるの
で、代用心臓１０が生体内に設けられる前においてその
生体における前記循環動態関連生体情報と心臓の作動状
態との間の関係を容易に学習できる利点がある。
【００３５】また、本実施例では、前記循環動態関連生
体情報検出手段５２は、生体の体温ＴB 、末梢部の血圧
値ＦＢＰ（ｔ）、末梢部の脈間時間ＴMM、末梢部の血圧
波形特徴値ＳＩ、動脈内の脈波伝播速度ＰＷＶ、血液酸
素飽和度ＳｐＯ2 、生体の発汗量ＳW 、生体の呼吸数Ｂ
Ｒ、生体の運動量ＭB 、それらの統計値Ａなどのいずれ
かを検出するものであるので、生体の循環動態に関連し
て変化する循環動態関連生体情報として、非侵襲で比較
的容易に検出される生体情報が用いられる利点がある。
体情報検出手段５２は、生体の体温ＴB 、末梢部の血圧
値ＦＢＰ（ｔ）、末梢部の脈間時間ＴMM、末梢部の血圧
波形特徴値ＳＩ、動脈内の脈波伝播速度ＰＷＶ、血液酸
素飽和度ＳｐＯ2 、生体の発汗量ＳW 、生体の呼吸数Ｂ
Ｒ、生体の運動量ＭB 、それらの統計値Ａなどのいずれ
かを検出するものであるので、生体の循環動態に関連し
て変化する循環動態関連生体情報として、非侵襲で比較
的容易に検出される生体情報が用いられる利点がある。
【００３６】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
【００３７】たとえば、前述の実施例の循環動態関連生
体情報検出手段５２は、血液中に含まれるカテコールア
ミン、アンジオテンシン、乳酸のいずれかを検出するも
のであってもよい。このようにすれば、血圧に直接関連
する循環動態関連生体情報が得られるので、代用心臓１
０の制御精度が一層高められる利点がある。
体情報検出手段５２は、血液中に含まれるカテコールア
ミン、アンジオテンシン、乳酸のいずれかを検出するも
のであってもよい。このようにすれば、血圧に直接関連
する循環動態関連生体情報が得られるので、代用心臓１
０の制御精度が一層高められる利点がある。
【００３８】また、前述の実施例の心拍出量制御手段７
４は、心臓摘出前に生体の循環動態関連生体情報と心臓
の作動状態との関係を学習するニューラルネットワーク
ＮＮを備えていたが、そのニューラルネットワークＮＮ
に代えて、心臓摘出前の生体の循環動態関連生体情報と
心臓の作動状態との関係を示すテーブルが備えられ、そ
のテーブルから実際の循環動態関連生体情報に基づいて
代用心臓１０を制御するものであっても差し支えない。
４は、心臓摘出前に生体の循環動態関連生体情報と心臓
の作動状態との関係を学習するニューラルネットワーク
ＮＮを備えていたが、そのニューラルネットワークＮＮ
に代えて、心臓摘出前の生体の循環動態関連生体情報と
心臓の作動状態との関係を示すテーブルが備えられ、そ
のテーブルから実際の循環動態関連生体情報に基づいて
代用心臓１０を制御するものであっても差し支えない。
【００３９】また、前述の実施例の心拍出量制御手段７
４は、代用心臓１０の収縮周期を指令するものであった
が、代用心臓１０が可変容積型ポンプである場合には、
その代用心臓１０の１回当たりの吐出容積を制御するも
のであってもよい。要するに、単位時間当たりの心拍出
量ＣＯを制御するものであればよいのである。
４は、代用心臓１０の収縮周期を指令するものであった
が、代用心臓１０が可変容積型ポンプである場合には、
その代用心臓１０の１回当たりの吐出容積を制御するも
のであってもよい。要するに、単位時間当たりの心拍出
量ＣＯを制御するものであればよいのである。
【００４０】その他、本発明はその主旨を逸脱しない範
囲において種々変更が加えられ得るものである。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である代用心臓の制御装置の
構成を示すブロック図である。
構成を示すブロック図である。
【図２】図１の実施例の制御装置において、演算制御回
路の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図であ
る。
路の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図であ
る。
１０：代用心臓 ５２：循環動態関連生体情報検出手段 ７４：心拍出量制御手段
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 川口 敬三 愛知県小牧市林2007番１ 日本コーリン株 式会社内
Claims (5)
- 【請求項１】 生体内に設けられた代用心臓を制御する
ための代用心臓の制御装置であって、 前記生体の循環動態に関連する循環動態関連生体情報を
非侵襲で検出する循環動態関連生体情報検出手段と、 予め設定された関係から、該循環動態関連生体情報検出
手段により検出された循環動態関連生体情報に基づい
て、前記代用心臓の単位時間当たりの心拍出量を制御す
るための制御信号を前記代用心臓へ出力する心拍出量制
御手段とを、含むことを特徴とする代用心臓の制御装
置。 - 【請求項２】 前記関係は、前記代用心臓が前記生体内
に設けられる前において、該生体における前記循環動態
関連生体情報と心臓の単位時間当たりの心拍出量との関
係を求めることにより予め設定されたものである請求項
１の代用心臓の制御装置。 - 【請求項３】 前記関係は、前記代用心臓が前記生体内
に設けられる前において該生体における前記循環動態関
連生体情報と心臓の心拍数のゆらぎとの関係を学習する
ことにより作成されたものであり、前記心拍出量制御手
段は、該関係に基づいて前記代用心臓の心拍数にゆらぎ
を与えるものである請求項１の代用心臓の制御装置。 - 【請求項４】 前記心拍出量制御手段は、前記代用心臓
が前記生体内に設けられる前において該生体における前
記循環動態関連生体情報と心臓の心拍数のゆらぎとの関
係を学習することにより定数が決定されたニューラルネ
ットワークを含むものであり、前記関係は、該ニューラ
ルネットワークの入力と出力との間の関数により決定さ
れるものである請求項３の代用心臓の制御装置。 - 【請求項５】 前記循環動態関連生体情報検出手段は、
前記生体の体温、末梢部の血圧値、末梢部の脈間時間、
末梢部の血圧波形、動脈内の脈波伝播速度、血液酸素飽
和度、発汗量、呼吸数、運動量、それらの統計値のいず
れかを検出するものである請求項１の代用心臓の制御装
置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US989267 | 1992-12-11 | ||
| US08/989,267 US5980571A (en) | 1997-12-11 | 1997-12-11 | Substitute-heart control apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11169455A true JPH11169455A (ja) | 1999-06-29 |
Family
ID=25534930
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10167236A Pending JPH11169455A (ja) | 1997-12-11 | 1998-06-15 | 代用心臓の制御装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5980571A (ja) |
| EP (1) | EP0923009A1 (ja) |
| JP (1) | JPH11169455A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006280572A (ja) * | 2005-03-31 | 2006-10-19 | Terumo Corp | 血液ポンプ装置 |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE69731206D1 (de) * | 1997-11-18 | 2004-11-18 | St Microelectronics Srl | Fuzzy-Logikverfahren zur indirekten Messung von überwachten physischen Signalen und entsprechende Messvorrichtung |
| US6540658B1 (en) | 2000-05-30 | 2003-04-01 | Abiomed, Inc. | Left-right flow control algorithm in a two chamber cardiac prosthesis |
| US6527698B1 (en) | 2000-05-30 | 2003-03-04 | Abiomed, Inc. | Active left-right flow control in a two chamber cardiac prosthesis |
| TW528593B (en) * | 2002-05-17 | 2003-04-21 | Jang-Min Yang | Device for monitoring physiological status and method for using the device |
| US7494459B2 (en) | 2003-06-26 | 2009-02-24 | Biophan Technologies, Inc. | Sensor-equipped and algorithm-controlled direct mechanical ventricular assist device |
| WO2005007075A2 (en) * | 2003-07-21 | 2005-01-27 | Ai-Semi Ltd. | Adaptive resynchronization therapy system |
| US7828711B2 (en) * | 2004-08-16 | 2010-11-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for modulating cellular growth and regeneration using ventricular assist device |
| US7283030B2 (en) | 2004-11-22 | 2007-10-16 | Eastman Kodak Company | Doubly-anchored thermal actuator having varying flexural rigidity |
| US8657875B2 (en) * | 2005-09-26 | 2014-02-25 | Abiomed, Inc. | Method and apparatus for pumping blood |
| US11383076B2 (en) | 2020-10-01 | 2022-07-12 | Lifebridge Technologies, Llc | Pump regulation based on heart size and function |
| US12115363B1 (en) | 2023-08-10 | 2024-10-15 | Lifebridge Technologies Llc | System and method for introducing a construct either on or around the surface of the heart |
| US11896812B1 (en) | 2023-01-27 | 2024-02-13 | Lifebridge Technologies Llc | Versatile modular heart pump for non-blood contacting ventricular function augmentation |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3878567A (en) * | 1970-12-18 | 1975-04-22 | Atlantic Richfield Co | Self-contained artificial heart |
| DE2355966A1 (de) * | 1973-11-09 | 1975-05-22 | Medac Klinische Spezialpraep | Pumpenanordnung, insbesondere fuer blutpumpen |
| US4231354A (en) * | 1978-07-14 | 1980-11-04 | Howmedica, Incorporated | Pulsatile blood pumping apparatus and method |
| JPH01214340A (ja) * | 1988-02-24 | 1989-08-28 | Koorin Denshi Kk | 血圧モニタ装置 |
| US5224478A (en) * | 1989-11-25 | 1993-07-06 | Colin Electronics Co., Ltd. | Reflecting-type oxymeter probe |
| US5069680A (en) * | 1989-12-06 | 1991-12-03 | Medtronic, Inc. | Muscle stimulator with variable duty cycle |
| JPH03210272A (ja) * | 1990-01-16 | 1991-09-13 | Nippon Zeon Co Ltd | 補助人工心臓用適応制御装置 |
| JPH04211802A (ja) * | 1990-07-25 | 1992-08-03 | Toshiba Corp | ニュ−ラルネットワ−ク装置 |
-
1997
- 1997-12-11 US US08/989,267 patent/US5980571A/en not_active Expired - Fee Related
-
1998
- 1998-06-15 JP JP10167236A patent/JPH11169455A/ja active Pending
- 1998-06-18 EP EP98111230A patent/EP0923009A1/en not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006280572A (ja) * | 2005-03-31 | 2006-10-19 | Terumo Corp | 血液ポンプ装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0923009A1 (en) | 1999-06-16 |
| US5980571A (en) | 1999-11-09 |
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