JPH03210272A - 補助人工心臓用適応制御装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、補助人工心臓駆動のための適応制御装置、よ
り詳しくは、パーソナル・コンピュータ（以下「パソコ
ン」と略称）内に適応制御手段。

制御系監視手段および生体循環系解析手段をソフトウェ
アにより一体化して構成し、補助人工心臓の適応制御と
その監視および生体循環系の血行動態の解析を同時に行
うようにした補助人工心臓用適応制御装置に関する。

〔従来の技術〕

補助人工心臓は、空気圧などで駆動される血液ポンプを
左心房と大動脈との間などに装填し、自然心臓の拍出量
や冠循環を補助するシステムであリ、心臓手術後の低心
拍出量症候群あるいは心筋梗塞などによる重症ポンプ機
能不全患者の治療・救命に絶大な効果を発揮する最終的
補助手段として注目されている。

現在、補助人工心臓の臨床応用は国内でも１００例を越
え、いまや基礎研究の段階から実用段階に移行しようと
している。このような状況下において、補助人工心臓の
臨床応用をさらに普及・促進させるためには、補助人工
心臓の駆動装置ばかりでなく、補助人工心臓を中心とす
る計測・制御・解析システム全体に対する自動化を図り
、高度で実用的な制御システムを実現する必要がある。

（発明が解決しようとする課題〕 従来公表されている補助人工心臓のための自動制御によ
る駆動システムでは、計測・制御・解析システムが一体
化しているものは見当たらず、各システム間の有機的結
合が十分でなかった。このため、補助人工心臓の駆動条
件を変化させたときの生体循環系の血行動態の変動など
を、医師が即座に把握することが難しく、医師の判断を
補助人工心臓の駆動条件に迅速に反映させることに困難
があった。

本発明は上記事情の下になされたもので、その目的とす
るところは、計測・制御・解析システムを一体化したコ
ンパクトで臨床的にも有用な補助人工心臓用適応制御装
置を提供することである。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的を達成するため、本発明の補助人工心臓用最適
制御装置は、第１図にその原理を示すように、生体循環
系および制御系から所望の情報をピックアップするセン
サと、適応制御装置本体をｔｉ成するパーソナル・コン
ピュータと、生体循環系の血行動態および制御状態など
の所望の情報を所定の形式で表示する表示装置とから構
成した。

そして、前記パーソナル・コンピュータ内には、センサ
から送られてくる補助人工心臓の１回拍出量と心電図の
Ｒ波間隔とから重み付き最小２乗逐次適応制御則により
補助人工心臓の毎分設定拍出量を与えるに最適な収縮時
間を算出し、補助人工心臓への陽圧供給時間が該収縮時
間となるように空気圧駆動装置を駆動制御する最適制御
手段と、制御状態を監視する制御系監視手段と、生体循
環系の血行動態をリアルタイムに解析する生体循環系解
析手段とをソフトウェアにより一体化して構成したもの
である。

〔作　用〕

一般に、補助人工心臓およびその駆動系を制御するため
に解決しなければならない課題として、以下のようなも
のが考えられる。

■）補助人工心臓駆動下の生体循環系の動特性は未だ十
分解明されていないため、どのような駆動条件が最適で
あるか確定していない。

２）生体循環系は動的システムとしての構造やパラメー
タが時間的に大きく変動するため、補助人工心臓の駆動
条件をそれに応じて変化させる必要がある。

３）駆動条件は、個体差、活動条件あるいは病態に応じ
ても大幅に変化させなければならない。

４）臨床で使用するため、システムがコンパクトであり
、かつ優れたマン・マシン・インタフニーイスを持たな
ければならない。

本発明は、ハードウェアの特性や生体循環系の血行動態
が大幅に変動しても補助人工心臓の抽出流量がすみやか
に目標値に一致するようにし、さらに、補助人工心臓を
駆動しながら制御状態の監視と循環系の解析を行い、補
助人工心臓の拍出流量の目標値や駆動タイミングの設定
を医師が定量的・客観的情報に基づいて容易に行えるよ
うにするため、パソコン上に、適応制御手段、制御系監
視手段および生体循環系解析手段をソフトウェアにより
一体化して構成し、監視結果や解析結果を表示装置にリ
アルタイムに表示することにより、上記ｌ）〜４）の課
題を解決したものである。

適応制御手段は、制御アルゴリズムとして、操作量に対
する重みを考慮した重み付き最小２乗逐次適応制御則を
採用し、この重み付き最小２乗逐次適応制御則により生
体循環系の１回拍出量と心電図のＲ波間隔とから補助人
工心臓の設定拍出量を与えるに最適な収縮時間を算出し
、空気圧駆動装置の陽圧供給時間が該収縮時間となるよ
うに適応的に制御する。

重み付き最小２乗逐次適応制御則は、制御対象の入出力
関係をＡＲＭＡモデル（ａｕｔｏ−ｒｅｇｒｅｓｓｉｖ
ｅｍｏｖｉｎｇ　ａｖｅｒａｇｅ　ｍｏｄｅｌ　　：自
己回帰移動平均モデル）で表したとき、そのモデルの係
数を逐次型最小２乗法により逐次的に推定しながら、目
標値と出力との間の誤差の２乗と、入力（操作量）の２
乗とを重み配分した量（評価関数）を最小とするような
出力を決定する適応制御アルゴリズムである。すなわち
、いま補助人工心臓の第に拍目における毎分拍出量をｆ
　ｈ（ｌ／＋ｉｎ）　、心電図のＲ波からＲ波までの時
間（ＲＲ間隔）をｒｋ（ｓ）、電磁流量計の流速をＲＲ
間隔にわたり離散的に積分して得られる一回拍出量をＶ
ｋ（１）とすると、第に拍目における毎分抽出１ｒ　ｋ
は ｆｈ＝６０　ｖｂ／ｒ、、　　　　　　　　　　（１１
で表される。

重み付き最小２乗逐次適応制御則は、毎分拍出量の目標
値をｆ”ｈ　（１／ｗｉｎ）　、収縮時間をｕｋ（ｓ）
、サンプリング周期をΔ（ｓ）　、ｕｌｌからｆｋまで
のむだ時間をｄ・Δ（ｓ）（ｄ≧１）とするとき、流量
ｆｋ◆ｄを（２）式のようなＡＲＭＡモデルｒｋ◆、＝
αＯｆｋ＋α１ｆｋ−１＋…十α１ｌ−１ｆｋ−（＋１
−１１＋βＯｕｋ＋βＩｕｋ−１＋　”’＋βｓ＋４−
１１に−＋ｌＩ＋ｄ−ＩＴ（２） で表し、この（２）式の係数α。、α１．・・・α７−
１．β０゜β６．・・・、βｍ＋４−１に関連する量を
逐次推定しながら、第に＋ｄ拍目の評価関数Ｊ　ｋ、ａ
（３） が最小になるような操作量ｕ５を求めるものである。

ここで、（３）式中のγはｕｋに対する重みであり、操
作量が過大になることを抑制するものである。

このＴの選び方は応答速度に関係する。γを小さくする
と応答速度が速くなるが、ｕｈも大きくなる。ｕｋがあ
る程度小さいときには、定常状態におけるｕｋとｖｋと
の間の関係は線形であると見なずことができ、ｕｌｌの
増加に対してｖｋは比例的に増加する。ｕ、が過大にな
ると、ｕｌ（の増加に対して■、が飽和し、あるいは減
少したりする。

したがって、ｕｋが線形領域に留まって（１１式が成り
立つようにするためにはγはあまり小さくできない。本
発明における実験結果によれば、ｒ−１０００程度のと
き、応答速度が十分速くかつ安定性も良好であった。

さらに、（２１＋３１式中の次数ｎ　、　ｍ　、　ｄに
関する制約条件はパソコンの演算速度で決まり、ｎ　＋
　ｍ　＋ｄ≦５である。ｎは、（２）式中のｆ、に関す
る自己回帰型α。ｆｋ＋αｌ　ｆｋ−１＋・・・＋αｎ
−１ｆｋ−（１１−１１の次数を表す。ｍは、ｕｋに関
する移動平均項β。ｕｈ十βｌ　ｕ　ｋ−１＋　”・＋
βｗｒ＋４−１　ｕ　ｋ−（＊＋４−１１の次数を表す
。また、ｄ　（整数）は、ｕｋからｆｋまでのむだ時間
（伝達遅れ）に関するものであり、Δ（ｓ）をサンプリ
ング周期とするとき、Δの整数倍すなわちｄ・Δ（ｓ）
がむだ時間の長さを与える。本発明の実験結果から最も
安定性が良いと判断されたのは、ｎ＝１．ｍ＝１．ｄ＝
１の組合せであった。

制御系監視手段は、上記適応制御手段による補助人工心
臓の制御状態を監視し、また生体循環系解析手段は、生
体循環系の血行動態を解析し、これらの監視結果と解析
結果は表示装置のＣＲＴ画面などにリアルタイムに表示
される。このため、補助人工心臓の駆動条件を変化させ
たときの生体循環系の血行動態の変動なども即座に把握
することができ、医師の判断を補助人工心臓の駆動条件
に迅速に反映させることができるようになる。

上記した適応制御手段、制御系監視手段および生体循環
系解析手段の各処理動作は、第２図のタイムチャートに
示すように、パソコン内蔵のタイマ割り込み（ｌ　９ｍ
毎）と、心電図のＲ波トリガパルスによる外部割り込み
の２重の割り込み処理によって並列に実行される。タイ
マ割り込みは、Ａ／Ｄコンバータのサンプリングやデー
タの逐次的処理（積分や瞬時値の画面表示）の単位を決
定する。また、Ｒ波による割り込みは、補助人工心臓の
拍動を自然心臓の拍動に同期させる。したがって、適応
制御手段、制御系監視手段および生体循環系解析手段の
三者があたかも同時並行に作動しているように見え、補
助人工心臓を駆動しながら制御状態や生体循環系の解析
結果をリアルタイムに確認することができる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例につき図面を参照して説明する。

第３図は、本発明になる補助人工心臓用適応制御装置の
一実施例を示す。この実施例は、本発明装置をポリウレ
タン性のサック型ポンプからなる左心用補助人工心臓に
適用した場合の一例である。

図中、１は生体循環系すなわち自然心臓、２は左心用補
助人工心臓、３は左心用補助人工心臓２を駆動する空気
圧駆動装置（日本ゼオン製）、４は適応制御装置本体を
構成するパーソナルコンピュータ（ＮＥＣ製、　Ｐ　Ｃ
−９８０１Ｖ　Ｘ、以下「パソコン」）、５はキーボー
ドなどの入力装置、６はＣＲＴデイスプレィ、７はプリ
ンタ、８はフロッピー・ディスク装置、９は左心用補助
人工心１ｉｉｉ２の流出側カニューラに設けた拍出量検
出用の電磁流量計である。

左心用補助人工心臓２は、自然心臓ｌの左心房１０１と
大動脈１０２との間に接続されており、サック２０１を
収縮・拡張することにより血液を拍出するように構成さ
れている。なお、自然心臓１内の符号１０３は左心室で
ある。

空気圧駆動装置３は、左心用補助人工心１１２のサック
２０１を収縮・拡張するための陽圧源３０１と陽圧源３
０２、およびこの陽圧源と陽圧源を交互に切り換えるた
めの駆動圧切換弁３０３とからなる。なお、図示は略し
たが、陽圧源３０１と陽圧源３０２にはそれぞれ圧力調
整弁が備えられており、パソコン４あるいは手動により
陽圧と陽圧を所望の値に調整可能である。

本発明の特徴である適応制御手段、制御系監視手段およ
び生体循環系解析手段は、パソコン４内においてソフト
ウェアにより実現されている。パソコン４の処理動作の
概略を第４図のタイムチャートに示す。パソコン４がら
空気圧駆動装置３への操作量は次の４つである。

ｌ）陽圧レベルの操作信号 ２）陽圧レベルの操作信号 ３）収縮時間Ｕ ４）遅延時間τ ここで、ｌ）と２）の信号は、それぞれ第４図（ｆｌの
空気駆動圧の陽圧側の飽和レベルｐｒｓと、陽圧側の飽
和レベルＰ、を設定するアナログ信号であり、Ｄ／Ａコ
ンバータ（図示略）を通じて空気圧駆動装置３へ出力さ
れる。本発明の場合、この陽圧側と陽圧側の飽和レベル
Ｐ　ｐｓ　ｇ　Ｐ　Ｈｌは予め所定値に設定される。

３）の収縮時間Ｕと４）の遅延時間τは、第４図（ｅ）
に示スように、駆動パルスのパルス幅とその立ち上がり
時刻に相当する。収縮時間Ｕは、駆動圧切換弁３０３を
陽圧源３０１側へ切り換え、左心用補助人工心臓２に陽
圧を供給している時間であり、遅延時間τはこの陽圧を
与える時間位置、すなわち第４図１８）の自然心臓の心
電図（ＥＣＧ）のＲ波から左心用補助人工心臓２の収縮
開始位置までの遅延時間に対応する。なお、この収縮時
間Ｕをある範囲内で増減させれば、同図（幻に横縞で示
すように、左心用補助人工心臓２の拍出量をこれに比例
して増減させることができる。

したがって、前述した１２）　、　１３１式で与えられ
る重み付き最小２乗逐次適応制御則に従って、この収縮
時間Ｕを適応的に制御すれば、その時の自然心Ｆｌｉｌ
の血行動態に応じて左心用補助人工心臓２を、（３）式
を最小にするという意味で最適に制御することができる
。

一方、パソコン４へは、空気圧駆動装置３と左心用補助
人工心臓２および生体循環系ｌから、次の８つの計測量
が入力信号として８チヤンネルのＡ／Ｄコンバータ（図
示略）を通じて取り込まれる。

１）陽圧レベル ２）　陽圧レベル ３）空気駆動圧の瞬時値 ４）左心用補助人工心臓の流量（流出または流入） ５）肺動脈流量 ６）　大動脈圧 ７）　左心室圧 ８）左心房圧 これら８つの入力信号のうち、１）　、　２）および３
）は、空気圧駆動装置３に内蔵した圧力センサ（図示略
）により計測している。４）は、第３図中の左心用補助
人工心Ｆｉ２の流出側カニューラに設けた電磁流量計９
により計測している。５）は肺動脈に取り付けた電磁流
量計（図示略）により計測し、また、６）　、　７）お
よび８）は、大動脈、左心室、左心房にそれぞれ取り付
けたカテ先マノメータなどの体内用圧力センサ（図示略
）により計測している。

次に、上記実施例の動作を適応制御機能、制御系監視機
能および生体循環系解析機能ごとに分けて順に説明する
。

［１］適応制御機能 パソコン４は左心用補助人工心ｌ１２の１回拍出量（第
４図（ｇ））と、自然心ｌ１１１の心電図（第４図（ａ
））を基に、次のようして重み付き最小２乗逐次適応制
御則により左心用補助人工心臓２の収縮時間Ｕを算出し
、空気圧駆動装置３の駆動圧切換弁３０３の切換タイミ
ングを制御し、左心用補助人工心臓の毎分拍出量が予め
設定した目標値となるように適応的に制御する。なお、
本実施例では、前記（２）式の次数をｎ＝ｍ＝ｄ＝１と
した。したがって、ｎ＝ｍ＝ｄ＝１のとき、前記（２）
式は［１１＋１＝（ｒ（Ｉｆｋ＋βＯｕｋ＋βＩｕｋ−
１１２１’となる。

いま、左心用補助人工心１１２の第に拍目における毎分
拍出量をｆ　＠（１／＋１ｉｎ）　、収縮時間をｕｌ、
（ｓ）とすると、パソコン４はこれらのデータから下記
（４）式の人力データ・ベクトルφ、を作る。

また、 ベク トルφ□を次のように定義する。

このベクトルφ□は、（４）式のベクトルφにの第１要
素に含まれるｆ　ｌ＋＋１をその目標値ｆＩｋ、ｔで置
き換えたものである。

さて、重み付き最小２乗逐次適応制御則とＣよ、操作量
である収縮時間ｕｋ。、を ｕｋ＋＋−φ”ｋＴｆ’ｋ（６１ （右肩のＴは転置を表す） のように与えるアルゴリズムである。ここで、３次元ベ
ク トルθヶは、 （２）式の係数α。、β。、β１の推 定量α。、β。、β１で作られ、 である。

したがって、 （６）式は、 ｕ　ｋ４１　＝ ［ｆ　”ｍ＋１＋　ｒ　ｕｋ＋ｆｌ　ｕｋ、］ （βｏ＋ｒ）（ｆ”ｂ＋＋＋γｕｋ−α１）ｆｋ＋βＩ
ｕｋ１） （６）′ で与えられる。

さらに、 θ、 は下記（８）式のように 逐次的に得られ、 （８）式中の３次元正方行列Ｐｋ も 下記（９）式に従って逐次的に更新する。

１＋φｌｌ−＋”Ｐｌ ２φに−１ × ［ｕｍ φに １′θに一１］ （８） ここで、 θにの初期値θ。はθ。＝０とする。

（９） ここで、 Ｐｋ−１の初期値Ｐ−，は、 １＝ε■３と する。

■３は次のような３次の単位行列である。

εは任意の正の実数である。

このεはθヶ の係 数推定の収束速度を決定する。

本実施例では、 収 束速度が十分速く、 かつ安定な推定のできる値と して、 ε−０，０１を採用した。

また、θ、の微小変動の影響を遮断すると同時に、Ｐ、
の数値計算上の誤差の累積を停止させるため、 ｒｈ、＋−ｆ”ｔ、、ｔ　ｌ　／　ｌ　ｆ”ｋ、ｔ　１
≦ν　　　θ０ｋ ２φト１ ｘＩ　ｕｋ−１−φに−１”θに一１ｆ　≦ｐ（Ｊ２を
同時に満たすような場合は、（８）　、　（９）式の更
新を行わず、それらの式の代わりに、 θ２＝θ＊−＋　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　０３１とする。ここで、νとμは任意の正の実数で
あり、本実施例ではν＝０．２　、μ＝０．０１とした
。

さらに、（８）　、　（９１式の条件を一旦満たした後
、再びその条件を満たさなくなったときには、収束速度
を回復するため、Ｐ、を初期値ε！に戻すように制御す
る。以上述べた適応制御動作のフローチャートを第５図
に示す、なお、上記適応制御動作は、第２図のＲ波割り
込みルーチン直後の１サンプリング周期Δ−１０ｍｓ以
内で終了する。

第６図と第７図に実測例を示す。この例は、制御対象の
動特性の変化の一例として、左心用補助人工心臓を装着
した笑気麻酔下の成山羊（体重６５ｋｇ）において、左
心用補助人工心臓の流出側カニューラの流路抵抗を増加
させた時の経過拍数（ＮＩＪＭＩＩＥＲＯＦ　ＢＥＡＴ
Ｓ）に対する各種の計測量、すなわち平均大動脈圧（Ａ
ＯＲＴＩＣＰＲＥＳＳＵＲＥ　：　ＡＯＰ）、毎分心拍
数（Ｈ［１ＡＲＴ　ＲＡＴＥ　：ＩＩＲ）　、収縮時間
（ＳＹＳＴＯＬＩＣＤＵＲＡＴＩＯＮ　：　ｕ）　、肺
動脈流量（ＰＵＬＭＯＮＡＲＹ　ＡＲＴＥ旧ＡＬ　ＦＬ
ＯＷ　：　ＰＡＦ）、左心用補助人工心臓の毎分拍出量
ｆの変化状態を示したものである。なお、陽圧側の飽和
レベルＰＰ、（第４図（ｆ））は２６０■−ｔａｇ、除
圧の飽和レベルＰＮ３（第４図（ｆ））は−４０鶴１１
ｇに設定した。

第６図は、左心用補助人工心Ｆｉ２の毎分拍出量の目標
値ｆ１を２　（ｌ／ｗｉｎ　）に設定し、本発明の適応
制御を実行した場合の例であり、第７図は本発明による
適応制御を行わず、収縮時間Ｕを１１０　（ｍｓ）の一
定値で駆動した場合の例である。

いずれの図においても、経過拍数第２０拍目から第４０
拍目まで（ハンチングした部分）の間、流出側カニュー
ラの直径の約半分を鉗子でクランプした。したがって、
このクランプによる流路抵抗の増加のため、本発明の適
応制御を行っていない第７図では、この区間の左心用補
助人工心臓の毎分拍出量ｆが約半分になっている。これ
に対し、本発明の適応制御を行った第６図では、この区
間で収縮時間Ｕが自動的に増加し、５拍程度で左心用補
助人工心臓の毎分拍出量ｒが目標値ｆ８＝２（ｆ／蒙ｉ
ｎ）に近づき、以後これを維持していることが分かる。

［１］制御系監視機能 第８図に制御系監視機能の動作のフローチャートを、ま
た第９図にＣＲＴデイスプレィ６による制御系監視結果
の表示例を示す。

第９図中、符号Ａ）で示される部分には、補助人工心臓
の毎分拍出量の目標値などのオペレータが設定した様々
な駆動条件が表示される。符号Ｂ）で示される部分の０
印位置には、現時点の収縮時間Ｕと左心用補助人工心臓
２からの毎分拍出量ｆをグラフ表示し、画面下縁の横軸
メモリ下付近の棒グラフ部分には心電図のＲＲ間隔と駆
動パルス（収縮時間）の関係を表示している。さらに、
符号Ｃ）で示される部分には、ＲＲ間隔、遅延時間、左
心室圧（ＡＤ５　：　Ａ／Ｄコンバータのチャンネル隘
５への入力信号の意。以下同様）、左心房圧（ＡＤ６）
、肺動脈流量（ＡＤ７）　、駆動空気圧（ＡＤ８）　、
大動脈圧の平均値（ＡＯＰ）、最大値（ＡＯＰ□、）　
、最小値（ＡＯＰ、ｉ　、）、５ＰＴ（ＤＰＴｒ　　Ｅ
ＶＲなどが表示される。

なお、Ｓ　Ｐ　Ｔ　Ｉ　（ｓｙｓｔｏｌｉｃ　ｐｒｅｓ
ｓｕｒｅ　ｔｉｍｅ　１ｎｄｅＸ）とＤ　Ｐ　Ｔ　Ｉ　
（ｄｉａｓｔｏｌｉｃ　ｐｒｅｓｓｕｒｅ　ｔｉｍｅ　
１ｎｄｅｘ）は第４図（ｂＪ中の斜線で示した部分の面
積である。

Ｅ　Ｖ　Ｒ（ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ　ｖａｉａｂｉｌ
ｉｔｙ　ｒａｔｉｏ）は心筋への酸素供給対需要比を表
すといわれているもので、ＥＶＲ＝ＤＰＴＩ／５ＰＴＩ
　　　　　　　　Ｑ４）の計算結果である。

一方、生体循環系の血圧や流量および制御系の内部状Ｂ
（ｕやτなど）は、１０ｍ５の周期でサンプリング（第
２図参照）することにより得られる瞬時値データと、そ
れをＲＲ間隔で積分した値がら成り立つ拍数単位データ
とに分けられ、フロッピー・ディスク装置８によりフロ
ッピー・ディスクに記録される。瞬時値・拍数単位デー
タは、どちらも１度に約５００拍分が連続的に記録でき
る。

このため、本発明によるときは、従来、データ収集や解
析に用いていたデータ・レコーダによる記録はほとんど
不要となる。

なお、不整脈などにより極端にＲＲ間隔が短くなったり
、あるいは逆に長くなったりした場合には、自動的に予
め定められたモードの駆動状態に移行する。また、制御
プログラムに何らがの異常が起こり、エラーが発生した
場合には、自動的にコンピュータ制御が停止され、空気
圧駆動装置３の内部駆動モード（駆動条件の設定は手動
）に移行する。さらに、例えば、記録用フロッピー・デ
ィスクの容量が不足しているなど、オペレータによる人
為的ミスが生じたときにも適切な警告を表示するように
している。

［ｍ］ＢＥ＃循環系解析機能 生体循環系解析機能の動作のフローチャートを第１０図
に示す。生体循環系解析機能は、記録した生体循環系の
血圧や流量の積分値、あるいは前述した５ＰＴＩ、ＤＰ
ＴＩ、ＥＶＲなどを、駆動条件（駆動圧レベル、ｕ、τ
など）の変化とともに拍数単位でまとめて表示する機能
である。この機能は、補助人工心臓の駆動を同時に行い
ながら動作させることが可能である。このため、医師は
、循環系の血行動態を推定するための情報を即座に、し
かも過去のデータと比較しながら参照することができる
。既に示した第６図と第７図はこの機能によって表示し
たＣＲＴＷＩ面のプリンタフによるハード・コピーであ
る。

第１１図は、左心用補助人工心臓２を装着した笑気麻酔
下の成山羊（体重６０ｋｇ）に、カテコールアミン（強
心剤）ＩＯμｇを注入したときの各計測量、すなわち毎
分心拍数（）ＩＥＡＲＴ　ＲＡＴＥ　：）ＩＲ）、収縮
時間（ＳＹＳＴＯＬＩＣＤＥＬＡＹ　：　ｒ　）　、平
均大動脈圧（ＡＯＲＴＩＣＰＲＥＳＳＵＲＥ　：　ＡＯ
Ｐ）、左心室圧（ＬＥＦＴ　ＶＥＮＴＲＩＣＵＬＡＲＰ
ＲＥＳＳＵＲＥ　：　ＬＶＰ）、左心房圧（ＬＥＦＴ　
ＡＴＲＩＡＬ　ＰＲＥＳＳＵＲＥ　：　ＬＡＰ）の変化
の解析結果を拍数単位で示したものである。なお、カテ
コールアミンの注入時刻は、経過拍数（ＮＵＭＢＥＲＯ
Ｆ　ＢＥＡＴＳ　）　ノ第Ｏ拍目である。

コノヨうに、薬剤投与の効果をその場でリアルタイムに
確認でき、この情報に基づいて判断を行うことが可能と
なり、その後の左心用補助人工心臓の駆動条件を決定す
ることができる。

また、左心用補助人工心１１２の毎分拍出量の目標値ｆ
“や遅延時間τを指定されたパターンで変化させること
もできる。第１２図にその１例を示す。この例は、第１
１図と同一の山羊において、遅延時間τを２０拍ごとに
ランダムに変化させた場合の結果である。この図から、
遅延時間τが長くなると、平均大動脈圧ＡＯＰが上昇す
るのに対して左心室圧ＬＶＰと左心房圧ＬＡＰが下降す
る傾向にあることが分かる。さらに、本発明では、第１
１図あるいは第１２図のような画面を表示している状態
で、指定した拍数区間における各量の平均値も計算する
ことができる。

以上、本発明の一実施例について述べた。本発明で採用
した重み付き最小２乗逐次適応制御則を適用するために
は、制御対象が線形系で近時できることが必要である。

本実施例の場合、左心用補助人工心臓の目標流量ｆ０が
およそ２．５　（１／ｗｉｎ）以下で、かつ収縮時間ｕ
ｋがおよそ２００（ｍ）より小さい範囲では、制御対象
は線形系とみなすことができ、良好な制御結果を得るこ
とができた。

なお、線形領域の広さは、心拍数、前負荷・後負荷、駆
動陽陰圧レベルの値などに依存して変化するので、線形
領域を保つｕｋの上限を予め指定することはかなり難し
い。たとえ現在の動作点が線形領域内にあっても、不整
脈などの何らかの外乱によってＵが過大となり、ｕｋの
増加とともに拍出量が飽和する領域や減少する領域に動
作点が移動する場合がある。このような場合には、β。

の絶対値が極端に小さくなったり、負になったりするの
で、これを判定し、Ｕ、を予め設定した値に固定した後
、係数の推定値をリセットして再度適応制御を実行する
ようにすればよい。

〔発明の効果〕

以上述べたところから明らかなように、本発明によると
きは、パーソナル・コンピュータ内に適応制御手段、制
御系監視手段および生体循環系解析手段をソフトウェア
により一体化して構成したので、補助人工心臓を適応的
に駆動しながら、同時にその時の制御状態の監視や生体
循環系の血行動態の解析を行うことができ、医師やオペ
レータが生体循環系の血行動態の変動を即座に把握して
補助人工心臓の駆動条件に迅速に反映させることができ
るという優れた効果を奏する。

さらに、パーソナル・コンピュータを中心として装置を
構成しているため、コンパクトで、しかも取り扱いに優
れた補助人工心臓用適応制御装置を提供することができ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の原理図、 第２図は本発明の多重割り込みを用いた並列処理のタイ
ムチャート、 第３図は本発明の一実施例のブロック図、第４図は上記
実施例における各計測量の時間波形のタイムチャート、 第５図は適応制御動作のフローチャート、第６図は左心
用補助人工心臓を装着した成山羊において本発明の適応
制御を実行した場合の各計測量の実測例を示す図、 第７図は同上において本発明の適応制御を実行しない場
合の各計測量の実測例を示す図、第８図は制御系の監視
動作のフローチャート、第９図は監視画面の例を示す図
、 第１０図は生体循環系の解析動作のフローチャート、第
１１図は薬剤注入時の成山羊循環系の応答に対する解析
画面の例を示す図、 第１２図は遅延時間τを２０拍毎にランダムに変化させ
た時の成山羊循環系の応答に対するの解析画面の例を示
す図である。 ｌ・・・生体循環系（自然心臓） ２・・・左心用補助人工心臓 ３・・・空気圧駆動装置 ４・・・パーソナル・コンピュータ ６・・・ＣＲＴデイスプレィ・ ７・・・プリンタ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 空気圧駆動装置から陽圧と陰圧を交互に供給することに
   より血液ポンプを収縮・拡張して血液を拍出するように
   した補助人工心臓において、生体循環系および制御系か
   ら所望の情報をピックアップするセンサと、 適応制御装置本体を構成するパーソナル・コンピュータ
   と、 生体循環系の血行動態および制御状態などの所望の情報
   を所定の形式で表示する表示装置とからなり、 前記パーソナル・コンピュータ内には、 センサから送られてくる補助人工心臓の１回拍出量と心
   電図のＲ波間隔とから重み付き最小２乗逐次適応制御則
   により補助人工心臓の毎分設定拍出量を与えるに最適な
   収縮時間を算出し、補助人工心臓への陽圧供給時間が該
   収縮時間となるように空気圧駆動装置を駆動制御する最
   適制御手段と、制御状態を監視する制御系監視手段と、 生体循環系の血行動態をリアルタイムに解析する生体循
   環系解析手段とをソフトウェアにより一体化して構成し
   たこと を特徴とする補助人工心臓用適応制御装置。