JPS63294865A - 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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- JPS63294865A JPS63294865A JP63044056A JP4405688A JPS63294865A JP S63294865 A JPS63294865 A JP S63294865A JP 63044056 A JP63044056 A JP 63044056A JP 4405688 A JP4405688 A JP 4405688A JP S63294865 A JPS63294865 A JP S63294865A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
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
間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
の信輔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）左心室拍出量および（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
る制御装置を含み、（５）左心室収縮と同調した装置運
転を促進する徐拍および頻拍性型下整脈（ペーシングお
よび電気除細動／細動除去）制御特徴を含み、（６）移
植電源の経皮的再充電を与えることにより、および装置
の外部電池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
間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
の信輔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）左心室拍出量および（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
る制御装置を含み、（５）左心室収縮と同調した装置運
転を促進する徐拍および頻拍性型下整脈（ペーシングお
よび電気除細動／細動除去）制御特徴を含み、（６）移
植電源の経皮的再充電を与えることにより、および装置
の外部電池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） 、Ｌ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
はそれ以上の人が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
年を存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） 、Ｌ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
はそれ以上の人が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
年を存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、そうでなければ心肺バイパ
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に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＼わらず心厚性ショック（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、そうでなければ心肺バイパ
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に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＼わらず心厚性ショック（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
機械的心不全のおそれがある頻拍性型下整脈患者である
。
機能不全のために急死するおそれがあるが、しかしまた
機械的心不全のおそれがある頻拍性型下整脈患者である
。
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２３０．００
０程度に高くなる。
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２３０．００
０程度に高くなる。
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、しかし部分的または完全な動脈遮断阻害に
より特定領域において損傷された左心室を有する。−従
って、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
のような装置はまた除拍または頻拍性型下整脈のような
電気的機能不全を患う患者の治療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込むことが
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、しかし部分的または完全な動脈遮断阻害に
より特定領域において損傷された左心室を有する。−従
って、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
のような装置はまた除拍または頻拍性型下整脈のような
電気的機能不全を患う患者の治療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込むことが
できよう。
現在の心室補助袋Ｗ （ＶＡＤ）および人工心臓はこれ
らの要求を満たさなかった。現存装置は一般に非生物材
料から作られる血液流経路を可能にする、。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パク質を損傷し、凝塊
を生じ、それにより循環系中の川下堆積（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、でコートする試みは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。堆積が起る場所に
より血液凝塊は６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官に対する苛酷な損
傷を起すことができる。
らの要求を満たさなかった。現存装置は一般に非生物材
料から作られる血液流経路を可能にする、。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パク質を損傷し、凝塊
を生じ、それにより循環系中の川下堆積（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、でコートする試みは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。堆積が起る場所に
より血液凝塊は６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官に対する苛酷な損
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。現在の補助装置はこれらの電
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。現在の補助装置はこれらの電
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
、それらは経皮的に絶えず入力されねばならない。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に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
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は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持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
、それらは経皮的に絶えず入力されねばならない。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に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
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は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持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
ビク（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に及んだ。
ビク（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に及んだ。
最もしばしば、圧力を及ぼす装置に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３．５
８７，５６７号〔シッフ（５ｃｈｉｆｆ ）に対する〕
；第３，３７１，６６２号〔ヘイド（ｌ１ｅｉｄ ）
に対する〕 ；第４，０４８，９９０号〔ゲーツ（Ｇｏ
ｅｔｚ ）に対する〕 ；および第４．１９２．２９３
号〔アスリカン（Ａｓｒｉｃａｎ ）に対する〕参照。
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３．５
８７，５６７号〔シッフ（５ｃｈｉｆｆ ）に対する〕
；第３，３７１，６６２号〔ヘイド（ｌ１ｅｉｄ ）
に対する〕 ；第４，０４８，９９０号〔ゲーツ（Ｇｏ
ｅｔｚ ）に対する〕 ；および第４．１９２．２９３
号〔アスリカン（Ａｓｒｉｃａｎ ）に対する〕参照。
他の構造的に関連する装置〔ケーシル（Ｃａ５ｉｌｅ
）に対する米国特許第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。
）に対する米国特許第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、支持構造物
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。
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。
心不全の多くの場合が左心室の不全に基き、右心室では
ないので、これは心室補助を複雑にする。
ないので、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１１５である圧力
に逆っ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、これらの装置は優先的に右心室から血液を
送り、その結果血液は肺中に蓄積し、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（１’ａｒｒａｖｉｃｉｎｉ）に対する米国特許第
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に
圧縮することを意図している。
に逆っ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、これらの装置は優先的に右心室から血液を
送り、その結果血液は肺中に蓄積し、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（１’ａｒｒａｖｉｃｉｎｉ）に対する米国特許第
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に
圧縮することを意図している。
量系はさらに欠点を有する。これには破局酌量流体漏出
の可能性、心臓表面に対する嚢の不十分な固定および（
または）摩擦のために心臓表面を損傷する傾向、並びに
心収縮期嚢膨張間に心臓の表面に与えられる不自然な凸
面形態が含まれる。
の可能性、心臓表面に対する嚢の不十分な固定および（
または）摩擦のために心臓表面を損傷する傾向、並びに
心収縮期嚢膨張間に心臓の表面に与えられる不自然な凸
面形態が含まれる。
他の型の心臓補助システムは周囲圧縮バンドを交互に引
締および解放することによ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
提案されたシステムの１つ〔フリーマン（Ｆｒｅｅｍａ
ｎ ）に対する米国特許第４．３０４．２２５号〕には
コンツアードブラスチックブロックに固定され、心臓の
背面を通るたわみ性ハンドが含まれる。空気パルスに応
答してモータアセンブリがたわみ性バンドを交互に巻取
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。
締および解放することによ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
提案されたシステムの１つ〔フリーマン（Ｆｒｅｅｍａ
ｎ ）に対する米国特許第４．３０４．２２５号〕には
コンツアードブラスチックブロックに固定され、心臓の
背面を通るたわみ性ハンドが含まれる。空気パルスに応
答してモータアセンブリがたわみ性バンドを交互に巻取
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、７０ｗＨｇまたはそれ以上が
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２０〜７０ｗＨｇ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。前記置型装置と同様に、そのような優先性は肺
中に血液の蓄積を生じ、ひどい肺合併症を生ずることが
できる。
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２０〜７０ｗＨｇ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。前記置型装置と同様に、そのような優先性は肺
中に血液の蓄積を生じ、ひどい肺合併症を生ずることが
できる。
クラインケはか（Ｋｌｅｉｎｋｅ ａｎｄ Ｆｒｅｅｍ
ａｎ ）に対する米国特許第４．５８３．５２３号に本
発明に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４，５８３．５
２３号は大動脈を圧縮し、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圧縮する。
ａｎ ）に対する米国特許第４．５８３．５２３号に本
発明に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４，５８３．５
２３号は大動脈を圧縮し、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圧縮する。
さらに、それは拍動の深さを連続的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。
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つまたはそれ
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。
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
に関して前方、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をみて、左心
室の中心を２７０゛に配置すると、３圧縮アセンブリー
の典型的な中心ハ１９０” 、 ９０’ 、ｌにヒ３５
０’ テｔｏロウ。
的に間隔をあけることができる。典型的な形状は左心室
に関して前方、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をみて、左心
室の中心を２７０゛に配置すると、３圧縮アセンブリー
の典型的な中心ハ１９０” 、 ９０’ 、ｌにヒ３５
０’ テｔｏロウ。
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４〜５ｃｌＩ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４〜５ｃｌＩ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、接触パッドはエラストマー例えばシリコーンゴ
ム、または熱可塑性材料（ジュロメータ範囲３０〜５０
）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に薄くする。心筋上の応力
をさらに低下させるために、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に装備し：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かわせる。
ために、接触パッドはエラストマー例えばシリコーンゴ
ム、または熱可塑性材料（ジュロメータ範囲３０〜５０
）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に薄くする。心筋上の応力
をさらに低下させるために、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に装備し：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かわせる。
右心室もまた補助を必要とする若干の場合に、３軸圧縮
機構を右心室上に配置される第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
構は心臓の心室開動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。
機構を右心室上に配置される第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
構は心臓の心室開動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
、それは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。
、それは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仮圧縮に機械
的に移す装置が含まれる。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ブツシャ（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ベ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仮圧縮に機械
的に移す装置が含まれる。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ブツシャ（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ベ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。
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
ラスクリューのナツトで一体型装置を形成することがで
きる。
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
ラスクリューのナツトで一体型装置を形成することがで
きる。
両Ｂ様において、ローラスクリニ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２Ｂ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
とができる。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２Ｂ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
とができる。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−、血液流センサー、心拍数感知（Ｒ波感知）電極、
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−７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−、血液流センサー、心拍数感知（Ｒ波感知）電極、
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−７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ンクおよびピ
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ンクおよびピ
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（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
、軽量でコンパクトである新規かつ改良された生体適合
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
、軽量でコンパクトである新規かつ改良された生体適合
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に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。
を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子整脈）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子整脈）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は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。
気エネルギーを消費し、それ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にわたる信頼性
運転を提供することである。
運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
ング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。
ング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。
本発明の他の目的は圧縮装置が装置不全の場合に心外膜
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。
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。
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ＩＢ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は移植可能サブシステム１４およ
び患者使用者の皮］１Ｆ１Ｂ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車種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）開始し、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ＩＢ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は移植可能サブシステム１４およ
び患者使用者の皮］１Ｆ１Ｂ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車種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）開始し、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は、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を含む。電子モジュール３０はさらに不
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−装置３６お
よび電気除細動器／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の池の特徴は電子モジュール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。
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を含む。電子モジュール３０はさらに不
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−装置３６お
よび電気除細動器／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の池の特徴は電子モジュール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および非侵襄的に組合せたプログラマ−７問
合せ装置４８．５０を含む。
る電源４６および非侵襄的に組合せたプログラマ−７問
合せ装置４８．５０を含む。
第２ａ図および第２ｂ図は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の上部に移植された第１図のブロッ
ク図によって示される心室補助装置１０を示す。第２ａ
図、第２ｂ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
他の位置配列を使用できることを理解すべきである。
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の上部に移植された第１図のブロッ
ク図によって示される心室補助装置１０を示す。第２ａ
図、第２ｂ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
他の位置配列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
１１００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１００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
１１００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１００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は単一ケーシング１１
４中に結合され、それは皮下腹部ポケット中または肋骨
ケージ内に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１１０（第２ａ図）内に皮下に配置することができ
る。
ール３０および再充電性電源３２は単一ケーシング１１
４中に結合され、それは皮下腹部ポケット中または肋骨
ケージ内に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１１０（第２ａ図）内に皮下に配置することができ
る。
第４ａ図、第４ｔ）Ｚおよび第４ｃ図に最もよく示され
るように、ポンプ機構２０は自然のまたはペースメーカ
開始ポンプ作用と同調して左心室１２に係合し、圧縮す
る心臓１０２を取巻く３釉側方圧力板装置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ＭＰ ３５ Ｎ Ｒ
にッケル、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
１２２または１２４に取付けられる。各駆動アーム１２
２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
うに製織テフロン／ダクロン布の管状ライニングおよび
内部巻付ガラス’ｆＲｉｌ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
。
るように、ポンプ機構２０は自然のまたはペースメーカ
開始ポンプ作用と同調して左心室１２に係合し、圧縮す
る心臓１０２を取巻く３釉側方圧力板装置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ＭＰ ３５ Ｎ Ｒ
にッケル、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
１２２または１２４に取付けられる。各駆動アーム１２
２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
うに製織テフロン／ダクロン布の管状ライニングおよび
内部巻付ガラス’ｆＲｉｌ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Ｔｉ６Ａｊ！４
Ｖ（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を含むウェッジ従動
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Ｔｉ６Ａｊ！４
Ｖ（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を含むウェッジ従動
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。
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。
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！７１１８
’ （第５ａ図中に２つのみ示される）を心臓周囲に
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つンに一組のスクリュー２００により
連結される。駆動アーム１２２′はその関連圧力板アセ
ンブ！７１１８’が短かく、その上端の延長がウェッジ
従動ｉｔ ３２’に順応して相当に長い点で駆動アーム
１２４′と異なる。駆動アーム１２２′はまたその下端
延長が６面ロフカ板２０２を含み、それが各駆動アーム
１２４′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！７１１８
’ （第５ａ図中に２つのみ示される）を心臓周囲に
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つンに一組のスクリュー２００により
連結される。駆動アーム１２２′はその関連圧力板アセ
ンブ！７１１８’が短かく、その上端の延長がウェッジ
従動ｉｔ ３２’に順応して相当に長い点で駆動アーム
１２４′と異なる。駆動アーム１２２′はまたその下端
延長が６面ロフカ板２０２を含み、それが各駆動アーム
１２４′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１Ｊ１１８（第４ａ、４ｂおよび４０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１
２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１
２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の上部に接着
剤により結合され、接触パッドおよび接着剤はともに電
気絶縁材料例、ｔｌ！’シリコーンゴム（バッドの場合
に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１４２は端部応力を回避するため
にその周辺に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筋肉の血液供給を妨げる可能性を最
小化する゛のに十分な軟質（ジュロメータ範囲３０〜５
０）である。（心臓筋肉の血液供給の大部分は圧力板１
２０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は電気絶縁性接着剤（例えばシリコ
ーンゴム）により接触パッド１４２の心室係合面および
圧力板１２０に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、開口１４６を含む。各電極１４４は、
圧力板１２００１面に結合され駆動装置ハウジング１２
８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）に接続される。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
ン金網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の上部に接着
剤により結合され、接触パッドおよび接着剤はともに電
気絶縁材料例、ｔｌ！’シリコーンゴム（バッドの場合
に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１４２は端部応力を回避するため
にその周辺に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筋肉の血液供給を妨げる可能性を最
小化する゛のに十分な軟質（ジュロメータ範囲３０〜５
０）である。（心臓筋肉の血液供給の大部分は圧力板１
２０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は電気絶縁性接着剤（例えばシリコ
ーンゴム）により接触パッド１４２の心室係合面および
圧力板１２０に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、開口１４６を含む。各電極１４４は、
圧力板１２００１面に結合され駆動装置ハウジング１２
８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）に接続される。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
ン金網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［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ｐソケツト１６２に嵌合するプラグ１６
０を含むことができる。間隔をあけた双極電ｗＡ１５２
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［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ｐソケツト１６２に嵌合するプラグ１６
０を含むことができる。間隔をあけた双極電ｗＡ１５２
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。
正常状態のもとて左心室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１２０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ｌ ｃｍ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。
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１２０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ｌ ｃｍ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ｌＯは、心臓左心室１２が慶痕により損傷
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、疲痕組織１６４の薄い領域が心室腹面壁土に形成
され収縮筋を置換した。この心臓組織の薄化は弱化左心
室機能の普通の原因である。慶痕組織１６４は収縮でき
ないだけでなく、それは実際に収縮期中外方へ膨らみ、
機能筋肉組襟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１
４２を慶痕組織１６４の上に配置することにより心収縮
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、疲痕組織１６４の薄い領域が心室腹面壁土に形成
され収縮筋を置換した。この心臓組織の薄化は弱化左心
室機能の普通の原因である。慶痕組織１６４は収縮でき
ないだけでなく、それは実際に収縮期中外方へ膨らみ、
機能筋肉組襟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１
４２を慶痕組織１６４の上に配置することにより心収縮
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（Ｎｄ２
Ｆｅ１４Ｂ）、または類似材・料からなる。動磁場は永
久磁石に順次適用され、回転運動を直線運動ｊ二転換す
るローラスクリュー装置１６８を駆動する。ローラスク
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（Ｎｄ２
Ｆｅ１４Ｂ）、または類似材・料からなる。動磁場は永
久磁石に順次適用され、回転運動を直線運動ｊ二転換す
るローラスクリュー装置１６８を駆動する。ローラスク
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はシーラワン／マグネダイン
（Ｓｉｅｒｒａｃｉｎ、ハＩａｇｎｅ６ｙｎｅ、 Ｃａ
ｒｌｓｂａｄ。
（Ｓｉｅｒｒａｃｉｎ、ハＩａｇｎｅ６ｙｎｅ、 Ｃａ
ｒｌｓｂａｄ。
Ｃａ１ｉｆｏｎｉａ）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４０〜５０％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 入力端子 １．１アンペア 入力電圧 １０ボルト 人力電力 １３ワツト 出力電力 １１ワツト 効率 ８５％ デユーティ−サイクル ２５〜５０％ ０、 Ｄ、 １．２５ｉｎ１、Ｄ、
０．３１ｉｎ高 さ
０．８７ｉｎ重 さ
７０ｇローラスクリニー装置１６８もま
た知られ型、例えばｏルビスＳ、Ａ、 （Ｒｏｌｌｖｉ
ｓ Ｓ、Ａ、、 Ｇｅｎｅｖａ。
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４０〜５０％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 入力端子 １．１アンペア 入力電圧 １０ボルト 人力電力 １３ワツト 出力電力 １１ワツト 効率 ８５％ デユーティ−サイクル ２５〜５０％ ０、 Ｄ、 １．２５ｉｎ１、Ｄ、
０．３１ｉｎ高 さ
０．８７ｉｎ重 さ
７０ｇローラスクリニー装置１６８もま
た知られ型、例えばｏルビスＳ、Ａ、 （Ｒｏｌｌｖｉ
ｓ Ｓ、Ａ、、 Ｇｅｎｅｖａ。
Ｓｗ １ｔｚｅｒ １ａｎｄ）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
（ナツト）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１７４は往復運動軸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。
ある。それは内側にねじ切りした回転可能外側シリンダ
（ナツト）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１７４は往復運動軸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
いとナツト１７０に加えられるトルクを吸収するように
設計される。
アリング１７６（第４ｄ図および第４ｅ図）はそうでな
いとナツト１７０に加えられるトルクを吸収するように
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、ベローズブツシャ１８０の１端に溶接され
た４アーム１７８でナツト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Ｔｉ６Ａβ４Ｖ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
４ａ図）。対ベローズ１８０．１８４および接続管１８
２は生体適合性流体、例えば鉱油、を包含し、−諸に流
体継手を構成する。
４間にのび、ベローズブツシャ１８０の１端に溶接され
た４アーム１７８でナツト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Ｔｉ６Ａβ４Ｖ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
４ａ図）。対ベローズ１８０．１８４および接続管１８
２は生体適合性流体、例えば鉱油、を包含し、−諸に流
体継手を構成する。
往復運動軸１７２の直線運動はナツト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、
駆動ウェッジ１８６が溶接された第２ベローズ１８４に
伝達する。ウェッジ１８６はまた側方圧力をウェッジ従
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、 アリフグ１３０上で旋回させ、同時
に左心室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、
駆動ウェッジ１８６が溶接された第２ベローズ１８４に
伝達する。ウェッジ１８６はまた側方圧力をウェッジ従
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、 アリフグ１３０上で旋回させ、同時
に左心室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態様に類似するが、しかし作動装置ハウジング１
２８′とモータハウジング２２′とは、単一ウェッジ従
動部１３２′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：こローラスクリ
ューナツト１７０′にその周りに永久的に結合された駆
動ウェッジ１８６′で直接連結されている。ウェブ１８
６′ハヘアリング２０６ （ベアリンク１３０’、１３
６′および２０４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、ウェッジ従動部１３２′
上に側方圧力を及ぼし、それがまた有圧力板アセンブ１
Ｊ１１８’に心Ｖａｔ ０２’の圧縮を起させる。付帯
的に、駆動アーム１２２′が右アームベアリング１３０
′上で旋回するとロッカ板２０２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１１
８’がすべて同時に左心室１２’を圧縮する。
い第１態様に類似するが、しかし作動装置ハウジング１
２８′とモータハウジング２２′とは、単一ウェッジ従
動部１３２′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：こローラスクリ
ューナツト１７０′にその周りに永久的に結合された駆
動ウェッジ１８６′で直接連結されている。ウェブ１８
６′ハヘアリング２０６ （ベアリンク１３０’、１３
６′および２０４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、ウェッジ従動部１３２′
上に側方圧力を及ぼし、それがまた有圧力板アセンブ１
Ｊ１１８’に心Ｖａｔ ０２’の圧縮を起させる。付帯
的に、駆動アーム１２２′が右アームベアリング１３０
′上で旋回するとロッカ板２０２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１１
８’がすべて同時に左心室１２’を圧縮する。
モータ２４′とローラスクリニー軸１７２′との継手は
動力不全の場合に圧力板アセンブ１Ｊ１１８’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。
動力不全の場合に圧力板アセンブ１Ｊ１１８’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；二置くことができる。同時に、装置の嚢の復側
面に対する束縛が運動の程度を制限するであろう。
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；二置くことができる。同時に、装置の嚢の復側
面に対する束縛が運動の程度を制限するであろう。
第９国有よび第１０図に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！７１１８’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１
３８′間の心室間部肉壁３０２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Ｖｉ
）３．）４に固定される。圧力板アセンブ！Ｊ 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′の外側に装
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！７１１８’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１
３８′間の心室間部肉壁３０２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Ｖｉ
）３．）４に固定される。圧力板アセンブ！Ｊ 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′の外側に装
備される。
第１０図：ま圧力板アセンブ！Ｊ ｉ ｉ ｓ’が第４
ａ図または第５ａ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室補助装置１０′の作用の例示であ
る。圧力板アセンブＩＪ１１８’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部肉壁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図または第５ａ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室補助装置１０′の作用の例示であ
る。圧力板アセンブＩＪ１１８’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部肉壁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つまたは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′の対向端は２
つの圧力板１２０”’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′は実線位置
から破線位置へ移動し、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つまたは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′の対向端は２
つの圧力板１２０”’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′は実線位置
から破線位置へ移動し、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図中のよう
に）ｊこ結合できる電気導体導管またはケーブル１８８
は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１８
８は圧力板アセンブリ１１８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１
９４は電気モータハウジング２２（ｉｄｄ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図中のよう
に）ｊこ結合できる電気導体導管またはケーブル１８８
は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１８
８は圧力板アセンブリ１１８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１
９４は電気モータハウジング２２（ｉｄｄ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ｊ二
関する説明はまた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ｊ二
関する説明はまた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）は部分的に
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
Ｎ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は制御システム２８、エネ
ルギー貯蔵装置３４、心臓ペーサ−装置３６、電気除細
動器／細動除去器３８、生物学記録計４０および警報装
置４２を含め、第１図に示される種々の装置を含む。
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
Ｎ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は制御システム２８、エネ
ルギー貯蔵装置３４、心臓ペーサ−装置３６、電気除細
動器／細動除去器３８、生物学記録計４０および警報装
置４２を含め、第１図に示される種々の装置を含む。
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力板アセンブ！７１１８
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力板アセンブ！７１１８
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。
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は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９０〜１２０ｆｌＩＩＩＩＨｇ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は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。
板アセンブリ１１８は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９０〜１２０ｆｌＩＩＩＩＨｇ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は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）からのデータは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
ータの８磁石と組合せて用いて、ローラスクリニーのロ
ーラスクリニーの往復運動軸１７２の直線変位に転換さ
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２
ａ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。
（第２ａ図）からのデータは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
ータの８磁石と組合せて用いて、ローラスクリニーのロ
ーラスクリニーの往復運動軸１７２の直線変位に転換さ
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２
ａ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は抽出割
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ｉごより左
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抽出位置（＃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２
４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に依存する可変終末圧縮
位置を生ずる。一方、種々の水準の力を圧力板アセンブ
リ１１８に適用することができ、そのときセンサーは生
ずる血圧を読みとり、制御システム２８にプログラム化
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。なお池の方法として、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、圧力板作業を自然心臓機能の補足
として徐々に加えることができる０、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１０２により要求される水準に自動的ｉご
調整する。インピーダンスが心［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ｉごより左
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抽出位置（＃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２
４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に依存する可変終末圧縮
位置を生ずる。一方、種々の水準の力を圧力板アセンブ
リ１１８に適用することができ、そのときセンサーは生
ずる血圧を読みとり、制御システム２８にプログラム化
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。なお池の方法として、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、圧力板作業を自然心臓機能の補足
として徐々に加えることができる０、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１０２により要求される水準に自動的ｉご
調整する。インピーダンスが心［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、または頻拍注型不整脈変換のため
に電気除細動器／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はまた、制御システム２８により頻拍性型下整脈が検
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
ることを患者に警告する。
。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、または頻拍注型不整脈変換のため
に電気除細動器／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はまた、制御システム２８により頻拍性型下整脈が検
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
ることを患者に警告する。
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−４８からの指令により開始
される。次いで心臓ペーサ−装置３６がＶＶＴモード（
すなわち心室、ペーシング、心室感知、感知結果により
始動されるパルス）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−リンク
を経てプログラマ−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つグラマー４８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のボ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できる。
＞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−４８からの指令により開始
される。次いで心臓ペーサ−装置３６がＶＶＴモード（
すなわち心室、ペーシング、心室感知、感知結果により
始動されるパルス）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−リンク
を経てプログラマ−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つグラマー４８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のボ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できる。
心臓ペーサ−装置３６、電気除細動器／細動除去器装置
３８および生物学記録計４０並びにエネルギー貯蔵装置
３４は当業者に知られた型のものである。心臓ペーサ−
装置３６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。電気除細動器／
細動除去器装置３８は非侵５的にプログラム可能であり
、自動利得制御を存し、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。
３８および生物学記録計４０並びにエネルギー貯蔵装置
３４は当業者に知られた型のものである。心臓ペーサ−
装置３６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。電気除細動器／
細動除去器装置３８は非侵５的にプログラム可能であり
、自動利得制御を存し、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−３６および電気除細動器／細動除去器３８
は、制御システム２８並びに圧力板ポンプアセンブリ１
１８の心１’Ｌ４極１４４および１５２からの、および
心房心臓電極１５４からの信号とともに、典型的には３
基準：速度、形態および速度加速、を用いて頻拍性型下
整脈を診断する。
は、制御システム２８並びに圧力板ポンプアセンブリ１
１８の心１’Ｌ４極１４４および１５２からの、および
心房心臓電極１５４からの信号とともに、典型的には３
基準：速度、形態および速度加速、を用いて頻拍性型下
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１５
２により検出されたＲ波を数え、この速度を２つまたは
それ以上のプラグラム化速度閾値と比較する。形態検出
回路６０は長方形電極１４４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置時間
の欠如を生ずるときに決定する。さらに、加速検出回路
６２は心拍数の変化速度をプログラム化閾値と比較し、
急速加速は通常処置可能な頻拍性型不整脈と関連する。
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１５
２により検出されたＲ波を数え、この速度を２つまたは
それ以上のプラグラム化速度閾値と比較する。形態検出
回路６０は長方形電極１４４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置時間
の欠如を生ずるときに決定する。さらに、加速検出回路
６２は心拍数の変化速度をプログラム化閾値と比較し、
急速加速は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
動毎分で加速するが、自発性心室頻拍は典型的には約９
０拍動毎分毎秒の加速を生ずる。頻拍性型下整脈はまた
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
３６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に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。
動毎分で加速するが、自発性心室頻拍は典型的には約９
０拍動毎分毎秒の加速を生ずる。頻拍性型下整脈はまた
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
３６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に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。
徐拍診断は心房双極電極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。
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。
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ＱＲ３持続が含まれる
。心臓１０２が徐拍に進み、ペーシングが必要であれば
、１選択制御モードはペーサ−３６に心臓拍出■対速度
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ＱＲ３持続が含まれる
。心臓１０２が徐拍に進み、ペーシングが必要であれば
、１選択制御モードはペーサ−３６に心臓拍出■対速度
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−装置３６からの心ｖａ１０２に対する出力
パルスは典型的にはマイクロジュールエネルギー範囲に
あり、典型的には徐拍に対する心臓ペーシシングの速度
（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（１５０〜１５００パルス毎分
）である。電気除細動器／細動除去器装置３８からの出
力パルスは典型的には０．１〜５０ジユールの範囲内に
あり、Ｒ波と非同期または同期である。電気除拍動／細
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；二圧力板アセンブ’Ｊ１１８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。
パルスは典型的にはマイクロジュールエネルギー範囲に
あり、典型的には徐拍に対する心臓ペーシシングの速度
（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（１５０〜１５００パルス毎分
）である。電気除細動器／細動除去器装置３８からの出
力パルスは典型的には０．１〜５０ジユールの範囲内に
あり、Ｒ波と非同期または同期である。電気除拍動／細
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；二圧力板アセンブ’Ｊ１１８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
デルタ変調シェーマを用いて典型的なビット／秒速度２
００で信号のアナログ−ディ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ＣＭＯ３Ｒ
ＡＭ中に貯蔵できる。プログラマ−装置４８の指令で記
録計４０は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
合せ装置５０に伝送することができる。記録計４０はオ
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
デルタ変調シェーマを用いて典型的なビット／秒速度２
００で信号のアナログ−ディ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ＣＭＯ３Ｒ
ＡＭ中に貯蔵できる。プログラマ−装置４８の指令で記
録計４０は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
合せ装置５０に伝送することができる。記録計４０はオ
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ｒＡＡＪセル（直列
）、例えばモリ・エネルギー・リミテッド（？、１ｏｌ
ｉ Ｅｎｅｒｇｙ Ｌｉｍ１ｔｅｄ、 Ｖａｎｃｏｕ
ｖｅｒ、 ＢｒｉｔｉｓｈＣｏｌｕｍｂｉａ、 Ｃａ
ｎａｄａ）から入手できるもの、であることができる。
ム／モリブデン／二硫化物再充電性ｒＡＡＪセル（直列
）、例えばモリ・エネルギー・リミテッド（？、１ｏｌ
ｉ Ｅｎｅｒｇｙ Ｌｉｍ１ｔｅｄ、 Ｖａｎｃｏｕ
ｖｅｒ、 ＢｒｉｔｉｓｈＣｏｌｕｍｂｉａ、 Ｃａ
ｎａｄａ）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．ＯＶ
ワット時容量 １．４Ｗ
重 さ ２０ｇ
容積 ３ｃｃ 心室補助装置に通常使用されるニッケルカドミウム電池
に勝る電池１１６０重要な利点の若干には、高いエネル
ギー密度（約２．５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）、これに対しニッ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。
容積 ３ｃｃ 心室補助装置に通常使用されるニッケルカドミウム電池
に勝る電池１１６０重要な利点の若干には、高いエネル
ギー密度（約２．５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）、これに対しニッ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磯波的仕事の若干を
電気エネルギーに転換する。従って、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動／細動除去パ
ルスの切捨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５ＣＲＯ代りにパワー
？、ＩＯ３ＦＥＴを用いて再充電性電池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磯波的仕事の若干を
電気エネルギーに転換する。従って、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動／細動除去パ
ルスの切捨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５ＣＲＯ代りにパワー
？、ＩＯ３ＦＥＴを用いて再充電性電池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。
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。
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。
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−７問合せ装［４８，５００機能をさらに説明する。
マ−７問合せ装［４８，５００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
ボンドの重さであり、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３２
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は再充電あるいは断電源ベルトまた
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。
えば電池１６６を直列接続した「Ｃ」配置で含む。約２
ボンドの重さであり、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３２
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は再充電あるいは断電源ベルトまた
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。
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。
径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
。
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は内部サブシステム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
−４８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。
性プログラミングおよび問合せを可能にし、プログラマ
−４８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−４８への通信はＲＦチャ
ネルまたはオーディオチマネル！二よることができ、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。
ネルまたはオーディオチマネル！二よることができ、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。
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は対比したベローズ１８０ （
第４ｄ図）と１８４ （第４ａ、４ｂおよび４ａ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）に
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１２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。
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は対比したベローズ１８０ （
第４ｄ図）と１８４ （第４ａ、４ｂおよび４ａ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）に
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１２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
左心室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１
２０ｍｍＨｇの平均動脈圧（これは典型的には１５０ｍ
ｎ＋Ｈｇのピーク動脈圧に関連することができる）およ
び約１５０ ｍｍＨｇ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形成を回避
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３００〜３００′は静脈戻りを妨げず
、器官系を弱化せず、または冠状動脈中の血液循環を低
下しない。装置ｌＯ〜１０”’はまた、一定の従来知ら
れた心室補助装置に存在し、繊維組織封入により妥協す
ることができ、コンプライアンス室材料を通って拡散し
たガスの周期的置換を必要とする別のコンプライアンス
室（ポンプ嚢と封入シェ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。
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
左心室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１
２０ｍｍＨｇの平均動脈圧（これは典型的には１５０ｍ
ｎ＋Ｈｇのピーク動脈圧に関連することができる）およ
び約１５０ ｍｍＨｇ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形成を回避
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３００〜３００′は静脈戻りを妨げず
、器官系を弱化せず、または冠状動脈中の血液循環を低
下しない。装置ｌＯ〜１０”’はまた、一定の従来知ら
れた心室補助装置に存在し、繊維組織封入により妥協す
ることができ、コンプライアンス室材料を通って拡散し
たガスの周期的置換を必要とする別のコンプライアンス
室（ポンプ嚢と封入シェ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。
心室補助装置１０〜１０”’のそれぞれはまた、知られ
た従来技術の１１ユ・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１．５００〜２．０００ ｇ
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。
た従来技術の１１ユ・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１．５００〜２．０００ ｇ
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がモータネ全の場合に心臓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＠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〜ｉｏ”’のすべてについて、電子
モジュール３０をポンプ機溝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随部位の決定に
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がモータネ全の場合に心臓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＠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〜ｉｏ”’のすべてについて、電子
モジュール３０をポンプ機溝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随部位の決定に
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。例えば装置工０
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、酸素化血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、問合せできる。装置１０は異質非生
体物質を血液流に接触させず、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。例えば装置工０
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、酸素化血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、問合せできる。装置１０は異質非生
体物質を血液流に接触させず、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：二よる第１態様の心室補助装置を移
植された人体の上部の略−設工面図であり、第２ｂ図は
第２３図中のライン２ｂ−２ｂに沿ってみた略−船平面
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１ 、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４ｃｍ４ｃ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４ ｆ−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−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−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−７問合せ装置
。 ＦＩＧ、 ２０ ＦＩＧ、 ３ａ ＦＩＧ、 ３ｂ
ＦＩＧ、 ６ ＦＩＧ、 ７ＦＩＧ、 ４ｂ
ＦＩＧ、 ４ｃＦＩＧ、 ５ｂ 手続補正書く方式） ％式％ ■、事件の表示 昭和６３年特許願第４４０５６号
２、発明の名称 生体適合性心室補助および不整脈
制御装置 ３、補正をする者 事件との関係 出願人 氏名 マーリン ニス バイルマン外１名 ４、代理人
ック図であり、 第２ａ図は本発明：二よる第１態様の心室補助装置を移
植された人体の上部の略−設工面図であり、第２ｂ図は
第２３図中のライン２ｂ−２ｂに沿ってみた略−船平面
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１ 、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４ｃｍ４ｃ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４ ｆ−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−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−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−７問合せ装置
。 ＦＩＧ、 ２０ ＦＩＧ、 ３ａ ＦＩＧ、 ３ｂ
ＦＩＧ、 ６ ＦＩＧ、 ７ＦＩＧ、 ４ｂ
ＦＩＧ、 ４ｃＦＩＧ、 ５ｂ 手続補正書く方式） ％式％ ■、事件の表示 昭和６３年特許願第４４０５６号
２、発明の名称 生体適合性心室補助および不整脈
制御装置 ３、補正をする者 事件との関係 出願人 氏名 マーリン ニス バイルマン外１名 ４、代理人
Claims (46)
- （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、 心室を初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。 - （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。 - （３）電気モータアセンブリが電気モータおよび回転−
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。 - （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。 - （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
。 - （６）１つまたはそれ以上の可動性心室圧縮アセンブリ
がそれぞれ、軸／ベアリングマウントにより圧力板が心
臓の自然運動に従うことができるように圧縮アーム上に
装備された圧力板を含む、請求項（５）記載の心室補助
装置。 - （７）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。 - （８）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（７）記載の心室
補助装置。 - （９）各心室圧縮アセンブリが金属圧縮板を含む、請求
項（１）記載の心室補助装置。 - （１０）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。 - （１１）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（１０）記載の心室補助装置。 - （１２）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。 - （１３）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。 - （１４）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（１
３）記載の心室補助装置。 - （１５）電極装置がチタン金網または白金合金網で形成
される、請求項（１４）記載の心室補助装置。 - （１６）さらに、心臓ペーサ−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−パルスを適用する電気導体
装置を含む、請求項（１４）記載の心室補助装置。 - （１７）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（１４）記載の心室補助装置。 - （１８）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（１７）記載の心室補助装置。 - （１９）心臓電気信号伝送電半導体装置が、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（１４）記載の心室補助装置。 - （２０）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（１４）記載の心室
補助装置。 - （２１）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ーの調整に利
用する制御サーキットリ中の装置、 を含む、請求項（２０）記載の心室補助装置。 - （２２）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。 - （２３）心室圧縮アセンブリの少くとも１つが少くとも
１つの心室の側面に係合し、運転装置が心室圧縮運転中
尖係合圧縮装置および側面係合圧縮アセンブリを連続運
動させる、請求項（２２）記載の心室補助装置。 - （２４）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。 - （２５）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。 - （２６）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（
１６）記載の心室補助装置。 - （２７）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。 - （２８）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。 - （２９）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。 - （３０）ポンプ装置がまた、 心臓の外部の硬支持部材、 心臓の心室間壁中に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
弾性バンド、および 硬支持部材と弾性バンド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。 - （３１）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。 - （３２）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。 - （３３）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（３２）記載
の心臓圧縮アセンブリ。 - （３４）さらに、１つまたはそれ以上の電気導体を含む
ケーブルであってそれ自体心臓圧縮アセンブリに装備さ
れるケーブルを含む、請求項（３３）記載の心室圧縮ア
センブリ。 - （３５）圧縮板がチタンまたは白金合金で形成される、
請求項（３２）記載の心室圧縮アセンブリ。 - （３６）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（３２）記載の心室圧縮アセンブリ。 - （３７）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（３６）記
載の心室圧縮アセンブリ。 - （３８）接触パッドがダクロン繊維で補強され、３０〜
５０程度の範囲内のジュロメーターを有するシリコーン
ゴムで形成される、請求項（３６）記載の心室圧縮アセ
ンブリ。 - （３９）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（８）記載の心室補助装置。 - （４０）別の往復連動装置がローリングダイヤフラムで
ある、請求項（８）記載の心室補助装置。 - （４１）金属圧力板がニッケルまたはチタン合金で形成
される、請求項（９）記載の心室補助装置。 - （４２）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（１１）記
載の心室補助装置。 - （４３）接触パッドがダクロン繊維で補強され、３０〜
５０程度の範囲内のジュロメータを有するシリコーンゴ
ムで形成される、請求項（１１）記載の心室補助装置。 - （４４）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（１６）記載の心室補助装置。 - （４５）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（１７）記載の心室補助装
置。 - （４６）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（２８）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 true JPS63294865A (ja) | 1988-12-01 |
| JPH0614961B2 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) |
| DE (3) | DE3850140T4 (ja) |
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| JP2021518249A (ja) * | 2018-03-20 | 2021-08-02 | セカンド・ハート・アシスト・インコーポレイテッド | 循環補助ポンプ |
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