JPS61501890A - 人工心臓用電子制御装置 - 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】 人工心臓用電子制御装置 発明の背景 本発明は人工心臓装置の分野に係り、特に人間に使用されまた移植される人工心 臓及び循環補助装置のための電子制御装置に関する。

年間、１６．０００人から５０．ＯＯＯ人程度（米国において）の患者が、完全 人工心臓（ｔｏｔａｌ　ｃａｒｄｉａｃｐ、。５ｔ９ｓｉｓ　：　Ｔ　ＣＰ　） の埋植に適する候補者であることが推定されている。そのような患者は、左心室 及び左心室の懇能が不充分なために様態傷害状態であるが、その他の点では良好 な健原状態にある。年間、数千Å以上の患者が、不十分な左心室鍬能と満足な右 ”心室機能をもつので、これらは、永久的に埋植される左心室補助装置（１ｅｆ ｔ　ｖｅｎｔｒｉｃｅｕｌａｒ　ａｓｓｉｓｔ　ｄｅｖｉｃｅ　：　Ｌ　Ｖ　Ａ 　Ｄ　）の候補者となる。

理想的な完全人工心臓は、患者に完全な眼能恢復を与えるものでなければならな い。そのようなＴＣＰのレシピエンド（被埋植者）は、有給の職業で、かつ適度 の運動を含むすべて正常な活動に従事できなければならない。

またレシピエンドは、実質的に正常な外観を保ち、どんな種類の特別な制限を受 けない正常、又は正常に近い可動性を保持しなければならない。ＴＣＰによって 実現される心拍出量１　（ＣａｒｄＩＣ０ｕｊｌｌｌｔｌＣ）は、正常、適切で ｂｌつ身体活動又は感情ストレス・レベルの予期される突然変化をｉ１面するた めの患者の要求に十分応答できるものでなければならない。ＴＣＰの存在と動作 は、患者が人工心臓に依存していることをほとんど忘れることができるように、 十分控え目のものでなけれ＆ｆならなｌ／Ｘ、。

ＴＣＰのすべての血液ポンプ亮能は、完全に自動的であって、ＴＣＰのための適 当な電力を維持すること、及び、電力の欠乏や、即時の技術的又は医学的な注意 を要求する重要問題を示す警報に応答すること以外に（よ、患者（よ何等の制御 あるいは監視澄能を実行する必要がな０ものでなければならない。

ＴＣＰの胸腔内血液ポンプ構成部分は、自然心臓と寸法及び重量が類似のもので なければならなし）、、突然の人工心臓の故障による患者への危険と看護者の心 配を最／Ｊ＼にするように、ＴＰＯの寿命は十分長く、また）言頼性が十分高く なければならない。細胞内層の炎症性滲出物（ｐａｎｎｕｓ）及び付着する血栓 （ｔｈｒｏｍｂｕｓ）の形成を防止して、血液ポンプ機能の妥協を避けなけれ− ｇならなりＸ０血栓閉塞及び過ｉｌ１曲液損傷も防止しな（すればならな（八〇 ＴＣＰは隣接する１ｌｒａを破損したり、又ｔは毒性及び薇械的外傷、圧縮又は 過大局部温度による悪１．）組織反応によって器官の様態を損ってはならなｌ／ ）。ＴＣＰｋよ０力１なる種類の皮膚貫通もさけて、皮Ｇを通る導線力＼ら発生 する可能性ある感染を防止しなければならな（Ｘｏこれ（工患者に対する大きな 危険を除去し、臨床的な観察及び処置の必要を軽減させまた、患者に要求される ＴＣＰ保守の負担を軽減させる。理想的な装置は、購入し、埋植し、かつ保守す るためのコストが低くなければならない。

完全人工心臓の実現を目的とした重要研究が、主として米国国立衛生研究所（Ｎ ａｔｉｏｎａｌ　Ｉｎ５ｔｉｔｕｔｅ　ｏｆ　ＨｅａｌｔｈＮＩＨ）のスボンサ によって、１９５７年以来続けられてきた。研究者は、この研究を６つの主要領 域、（１）　血液ポンプ装置のための血液に適合する材料、（′２Ｊ　心臓弁、 （３）　血液ポンプ、（４）　血液ポンプ作動装置、（５）電源及び内部血液ポ ンプ作動装置への適用、及び（６）　ポンプ機能に対する制御機構を対象とした 。

前述の関連米国特許出願Ｓ、Ｎ、２６５，１００及びＳ、Ｎ、２６５，１９９に は、血液に適合する材料、心臓弁、血液ポンプ及び血液ポンプ作動装置について いままでの研究及び開発を説明している。これら出願の説明をこの出願に引用し て記載に組入れる。また、前のこれら関連出願は、主として、水圧式作動血液ポ ンプ、及び血液ポンプ作動装置を対象としたこの水圧式作動装置は、作動流体貯 蔵装置、この貯蔵装置と流体連通して作動流体の間欠的脈流を発生させる作動流 体ポンプ、及び前記ポンプと流体連通の作動流体入口通路と前記貯蔵装置と流体 連流の別の作動流体出口通路とを具備する作動チェンバ（小室）を備える。この 作動チェンバは、作動チェンバ内の作動流体の容積変化に応答して、血液ポンプ チェンバーの可撓性部分、すなわちブラダ（ｂｌａｄｄｓｒ　）の変位を生じさ せる。水圧作動装置は、また、作動チェンバに結合する弁を含んで、作動流体入 口通路を流れる作動流体の流れの関数として変化する力に主として応答して、作 動流体出口通路を閉鎖又は開放する。弁、作動流体ポンプ及び作動チェンバが動 作して、血液ポンプ・チェンバが血液で充満した後で、血液ポンプ・チェンバか ら血液を排出する。このように、前の関連出願に実用的血液ポンプ作動機構を開 示しているので、便宜上、それを本出願に組み入れる。

パワー（ｐｏｖｅｒ　）の問題については、今日まで子牛に埋植した大部分のＴ ＣＰは、胸腔中に皮膚を通す管を経由して圧搾空気でパワーを加えている。大き な外部のコンツルが内部血液ポンプを作動させるために、適当な型式の圧力変化 を供給する。このような装置によって、子誌、２４４巻、Ｎｏ、　１．７４−８ ０頁、ヤルピク（Ｊａｒｖｉｋ）の論文“完全人工心臓”　（Ｔｈｅ　ＴｏｍＡ ｒｔｉｆｉｃｉａｌ　Ｈｅａｒｔ）　）　、別の方向として、ＮＩＨがスボンサ になって内部核電源の開発にかなりの努力を重ね、また、それより少いが化学燃 料電池の開発にも努力を重ねた。しかしながら、これら努力のいずれも有望とは 思われない。事実、核１ｉ１の開発は、米国エネルギ研究開発庁（Ｕ、Ｓ、　Ｅ ｎｅｒｇｙ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ　ａｎｄ　Ｄｅｖｅｌｏｐａ＋ｅｎｔＡｄｍｉｎ ｉｓｔｒａｔｉｏｎ）が取りやめた。、さらに、皮膚を通して芸域的パワーを送 る多くの方法が試みられたがどれも有望とは思われない。現在、皮膚を越える電 気の伝送が、ＴＣＰにパワーを与える好適方法のようである。２番目に好ましさ は劣るが可能性あるものに皮膚を通る貫通導線による電力の供給があるが、この 方法は常に感染の脅威を伴うので、患者に心理的に苦痛を与える。

多くの研究者が、皮膚を越える電力伝送技術を開発した。彼等の取り組みは、皮 膚の下にコイルを埋め込むことである。このコイルは、変圧器の二次巻線として 作用し、変圧器の一次巻線として、外部に並置される相手コイルに誘導結合して 電力を受け取る。１７にＨｚ程度の周波数で、１００ワツトまでの電力が犬の皮 膚をこえて数ケ月間伝送された。これについては、１９７１年、米国人工内臓学 会（ＡＩＩｌｅｒｉｃａｎ　５ｏｃｉｅｔｙ　ｆｏｒ　ＡｒｔｉｆｉｃｉａｌＩ ｎｔｅｒｎａｌ　Ｏｒｇａｍｓ　：　Ａ　Ｓ　Ａ　Ｉ　Ｏ＞会報のジエ・シー・ シュプール等（Ｊ、Ｃ，５ｃｈｕｄｅｒ　ｅｌ　ａｔ）の論文“身体内への超大 電力電磁エネルギの輸送′（旧ｔｒａ　Ｈｉｇｈ　ＰｏｗｅｒＥｌｅｃｔｒｏｍ ａｇｎｅｔｉｃ　Ｅｎｅｒｇｙ　Ｔｒａｎｓｐｏｒｔ　Ｉｎｔｏ　ｔｈｅ　Ｂａ ｄｙ　）をここに引用して記載に組み入れる。従って約３０ワツトの電力をその ま）の皮膚を介して誘導的にＴＣＰに伝送することは、現在の技術によって十分 に可能である。

ＴＣＰを身体に好意的にさせるためのＴＣＰの制御の問題については、多くの異 る取り組みと多くの議論があった。一部の研究者達は、積慢的な制御を行なうこ とを試みなかったが、別の研究者達は、正規の鼓動を得るために制御を必要とし た。例えば、ダブリュー・エッチ・バーンズ等（Ｗ、Ｈ，Ｂｕｒｎｓ　ｅｔ　ａ ｌ）の゛１臓血　、ノプロセス（Ｐｒｏｃｅｓｓ　ｉｎ　Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ ｕｌｅｒ　Ｄｉｓｅａｓｅｓ）誌、１９６９年、第π巻、Ｎｏ、　３．３０２− ３１１ページ所載の論文“完全人工心臓置換”　（Ｔｈｅ　Ｔｏｔａｌ　Ｍｅｃ ｈａｎｉｃａｌＣａｒｄｉａｃ　５ｕｂｓｔｔｔｕｔｅ）を参照されたい。いく つかの装置では、ＴＣＰの右心室の収縮（すなわち、心臓サイクルの収縮段階で 収縮の数が心拍出量の一つの決定製素となる）を制御して大動脈中の収縮圧力を １ｉｌｌｔｌｌすることを試みた。また他の装置では、拍動容積（Ｓｔｒｉｋｅ 　ｖｏｌｕｍｅ　）と心拍数（ｂｅａｔ　ｒａｔｅ　）の帰還制御を試みた。

自然心臓と、ＴＣＰの全部ではないが、少なくともいくつかのＴＣＰは、直列に なった２個のポンプを具備する。右のポンプ、すなわち右心室は、大静脈（ｖｅ ｎａｃａｖａ　）から血液を受け入れ、それを肺動脈（ｐｕｌｍｏｎａｒｙａｒ ｔｅｒｙ）中に拍出する。左のポンプ、すなわち右心室は、肺静脈（ｐｕｌｍｏ ｎａｒｙ　ｖｅｉｎｓ）から血液を受け入れて、大動脈を経由する全心循環系統 に血液を拍出する。数個の拍動よりもかなり長い時間間隔にあっては、左のポン プは右のポンプよりも多くの血液にポンプ作用を与える。

血液量の不平衡をさけるために、左右の心室からポンプ作用を受ける血液の不足 又は過剰は避けなければならない。多くの研究者は、左右の心室からポンプ流但 を１１確に平衡させるために、ＴＣＰ装置内に制！Ｉｌ装置を含めた。

自然心臓が心拍出量を制御する主な本質的機構は、心臓のスターリング法則（５ ｔａｒｌｉｎＱ“ｓ　ｌａ■）によって説明されるが、この法則は基本的には、 収縮期間中の送出量は拡張期間中弛緩した必至に流入する血液の量につり合う、 というものである。身体は、身体器官の必要に従って、周辺血管の抵抗及び静脈 の“調子“を！＋１１１１するので、多量の血液の流れの必要があるときは、身 体への血液の流れ及び身体から静脈への血液の還流が増加する。この増加した血 液の還流には、通常、０から１ＱｍｍＨｇ程度の静脈及び心房の充満圧力の増加 が付随するが、その圧力が、収縮期間中、大静脈からの血液を、三尖弁（ｔｒｉ ｃｕｓｐｉｄｖｅｌｖｅ）を通して弛緩した右心室へと駆動する。

同様に、右心室については、肺静脈及び左心房の圧力は、通常、５　ｌＨｇから １５ｕ＋Ｈｇまで変化して肺血管網から右心室への静脈血の還流とつり合う。万 一、右心室が左心室よりも幾分か多量の血液を臨時的に送出した場合には、肺動 脈の圧力が上昇し、その結果として肺静脈の圧力が上昇することによって、右心 室により多くの血液を流入させるので、左心室のポンプ送出量は右心室のポンプ 送出量と整合する。このようにして、自然心臓は、単純かつ直接的な流体力学的 手段によって、直列の２個のポンプ間に必要な平衡を実現する。本当の意味にお いて、心臓は循環系統の召使いであって、主人ではない。

戻ってくるものを正確にポンプにより送出して身体の要求に応じなければならな いのが基本的に心臓である。前述した固有の制’ＪＡ　（ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ　 ｃｏｎｔｒｏｌ　）は、体液（ｈｕｒｍｏｒｏｌ　）又は神経の外部的！１１＠ がなくても身体の礪能を維持することができる。

身体は、また、神経的に自然心臓の拍動する数を制御する。心拍出量は、収縮期 間中に拍出する血液の量と心臓が拍動する数の関数である。最も激しい活動以外 はすべて、拍動当りの収！ｉ！泊肋容積は実質的に一定である。

従って、心拍出量は、主として心拍数（すなわち、１分間の拍動の数）の関数と なる。心拍数は、若者では１分間約４０の低い値から１分間約２２０の高い値ま で変化できるが、成人では、通常、１分間に約６０から１５０までである。自然 心臓の心拍出流量は、１分間約４リツトルから約２４リツトルの高い値まで変化 できる。もつとも後者は訓練した運動家の場合である。移植した自然心臓につい ての経験では、直接の神経制御は、満足な生活上は不必要であることを示してい る。しかしながら、移植された心臓は、周辺の血管系統及び心臓への静脈の還流 が神経系統に規制されるので、間接的に神経の指令に応答する。

自然の制御系統は、また、生体器官への適当な循環を維持するために動脈の血圧 を規制する。平均的な動脈の圧力は、心拍出量と血管系統の周辺抵抗によって定 まる。

まえに開発されたＴＰＯの一部のものには、大動脈と心房内の圧力を適度の範囲 内に維持するための制＠装置が設けてあった。米国　工内臓学会会報、１９７６ 年巻■、３４７−３５６頁所載ピアース等（Ｐｉｅｒｃｅ　ｅｔ　ａｌ）の論文 “人工心臓の自動制御１１″（Ａｕｔｏｍａｔｉｃ　Ｃｏｎｔｒｏｌ　ｏｆ　ｔ ｈｅＡｒｔｉｆｉｃｉａｌ　Ｈｅａｒｔ）　：　迷り匡り匿二愈：Ｉニモ」湊　 （八ｍｅｒｉｃａｎＪｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｅｒｅｃｔｏｒｏ ｎｉｃｓ）　、１９６３年７月−９月号２１２−２２１頁所載、カービー・ダブ リュー−ヒラ−等（Ｋｉｒｂｙ　Ｗ、旧１１ｅｒ　ｅｔ　ａｌ）の論文“胸腔内 人工心臓に対する電子−機械的制御”（Ａｎ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ　−Ｈｅｃ ｈａｎｉｃａｌ　Ｃｏｎｔｒｏｌ　ｆｏｒ　ａｎ　Ｉｎｔｒａｔｈｏｒａｃｉｃ 　Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ）１ｅａｒｔ　）　：　１９６２年１２５−１３０頁所 載、ヒラ−等（Ｈｉｌｌｅｒ　ｅｔ　ａｔ）の論文“胸部内人工心臓の駆ａ機構 ”（ＭｅｃｈａｎｉｓＩＩｌｔｏ　Ｄｒｉｖｅ　Ａｎ　Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ　 ｔｌｅａｒｔ　Ｉｎ５ｉｄｅ　ｔｈｅｃｈｅｓｔ　）　：　ａΔ八　、１９７９ 年、ＸＸｖ巻、３７９−３８２頁所載、ピー、バジャペヤム（８゜Ｖａｊａｐｅ ｙａｍ　）の論文“人工心臓に対しマイクロコンピュータを基礎とした制御装２ ”（Ａ　ＭｉｃｒｏｃｏｍｐｕｔｅｒＢａｓｅｄ　Ｃｏｎｔｒｏｌ　５ｙｓｔｅ １１ｆｏｒ　ｔｈｅ　Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ　１ｌｅａｒｔ　）　；米国人工内 臓学会会報、１９８０年、ＸＸＶＩ巻６〇−６５頁所載、エム、７ｏビア等（Ｈ ，Ａｒｏｂｉａ　ｅｔ　ａｌ　）の論文、“新らしい自動詞ｍ＋電気式完全人工 心臓”　（ＡＮｅｗ　Ａｕｔｏｎ＋ａｔｉｃａｌｌｙ　Ｃ０ｎｊｒＯＩｌｅｄ　 Ｅｌｅｃｔｒｉｃ　ＴＡＨ）　：　″Ｌｉイチンス力ヤ　テクニ力（ＨＯｄｉｔ ｓｉｎｓｋａｙａ　丁ｅｋｈｎｉｋａ）、ＮＱ　４２２−２９頁（７月−８月） 、をブレエム出版社（Ｐｌｅｎｕｍ　Ｐｕｂｌｉｓｈｉｎｇ　Ｃｏ、　）で翻訳 した、ブイ・アイ・シュマコフ等（Ｖ、１．５ｈｃｖａｋｅｏｖ　ｅｔ　ａｌ） 　（７）論文“人工心臓の制御装置″　（Ｃｏｎｔｒｏｌ　Ｓｉｓｔｅｍ　ｆｏ ｒ　Ａｎ　八ｒｔｉｆｉｃｉａ１８４！ａｒｔ）　：医学及び生物学技術誌（Ｍ ｅｄｉｃａｌ　ａｎｄＢｉｏｌｏｇｉｃａｌεｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ　）　、　 １９７５年９月、６６２−所載、エフ・クライン等（Ｆ、に１ｉｎｅｓ　ｅｔ　 ａｌ）の論文゛人工心臓の心拍数及び拍動容量を制御する制御装置の解析とモデ ル″（Ａｎａｌｙｓｉｓ　ａｎｄ　Ｍｏｄｅｌ　ｆｏｒ　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎ ａ！ｅｌｔｏ　ｃｏｎｔｒｏ＋　Ｈｅａｒｔ　Ｒａｔｅ　ａｎｄ　５ｔｒｏｋｅ 　ｖｏｌｕｍｅｓｏｆ　ａｎ　Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ　Ｈｅａｒｔ　）　、他方 、自然心臓の移植からはそのような制御は不必要であるとの実証が存在し、した がって、移植された人間心臓は主人の身体とは神経接続をもたないため、心拍出 量は神経ＩＩＩ御と間接的に関係しているだけであって、心臓移植を受けた人は 、それで有意義な生活を行うことができたのである。ＴＣＰはそのような制御が なくても満足に動作ができることと結論することができよう。前述の実証の教示 から、動作可能ＴＣＰは、比較的簡単な！１ｉｌｌｌ１作用をもたせて自然心臓 のスターリングの法則による動作に近似させることができる。

このように、今やＴＰＯは、適切な設計を行なえば、技術的には充分に実現可能 である。精確な血液ポンプの作動技術はよく確立されたので、レシピエンドが長 期間生存するのに適するものと思われる。皮膚を介しての温和な電力の伝送は、 皮膚を通る導線を経て伝達される胸腔感染の前兆を除去することができる。最近 において満足すべき進歩が行なわれた一つの主要な領域は、血液ポンプと血液ポ ンプ作１ｌＩｔａ構の開発にあるが、これはさきの関ｉ米国特許出５１８．Ｎ、 ２５６，１００及びｓ、Ｎ。

２６５．１９９に述べである。しかしながら、満足すべき進歩が欠けていた他の 主要領域は、ＴＣＰに対し信頼性があり効果的な電子制御装置の提供である。後 者の目的が本発明が主として指向したものである。

ｌ１立１１ そこで、従来技術の電子制御装置の多くの欠点を除去した、人工心臓及び循環補 助装置用の制御装置を提供するのが本発明の目的である。

特に、人工心臓用の簡易で信頼性ある電子制御装置であって、心拍出量を静脈復 帰量に等しくするため、制御信号を発生することによってスターリングの法則に 従う電子制御装置を提供するのが本発明の目的である。

また、ＴＣＰの支配的心室、すなわち、最大充ｍ流量をもつ心室を完全に血液で 充満させ、また心拍数を調整して、支配的心室の最終拡張容積を最大心室容積と 等しくするような制御装置を提供するのも本発明の目的である。

血液ポンプ中の血液容積の検出に応答して、左右の心室の心拍数及び拍出流量を 変化させる人工心臓用電子制御装置装置を提供するのも本発明の目的である。

コンパクトで信頼性高く、かつ長寿命をもつ人工心臓用電子制御装置を提供する のも本発明の目的である。特にマイクロプロセッサ技術を使用してＴＣＰの動作 を制御する電子側ｍ＋装置を提供することも、本発明の目的である。

実際的に控え目であって、患者にどのような種類の特別制限はなく、すべて通常 の活動に従事することを可能とする完全人工心臓を提供するのも、本発明の目的 である。

すべての血液ポンプ機能が完全に自動的であり、また人工心臓の動作を維持する のに必要な患者の注意を最小にする完全人工心臓を提供するのも、本発明の目的 である。

機械的及び生理学的な情報の監視を可能とし、また電源故障又は他の誤動作を警 告する警報を備えている完全人工心臓を提供するのも、本発明の目的である。

外部の装着可能素子から内部の電子ｌｌｌ１！ｌ装置に電力を誘導的に伝送する 皮膚をこえる電力供給装置を使用する電子ｔｉｌＪＩ！Ｉｔ装置を提供するのも 、本発明の目的である。

これらの目的及びその他の目的は、本発明の基本的な形態においては、原動力を 血液ポンプ・チェンバに供給する作動装置を制御する電子制御装置を提供するこ とによって達成される。その電子ｌＩＩｍ装置は、血液ポンプ・チェンバ中の血 液の容積に応答して、作動装置を制御し、スターリングの法則（Ｓｔａｒｌｉｎ ａ’ｓ　ｌａｗ）により、心拍出流量が静脈還流量に等しくなるように調整でき る。特に、電子Ｉ１１御装置には、クロック制御装置を含み、この制御装置がク ロック時間、すなわち、血液ポンプ・チェンバの心拍数を制御して、血液ポンプ ・チェンバに所望のレベルまで好ましいのは完全に充満するのに丁度十分な時間 を与える。電子制御装置には、ざらに拍出流量制ｍ装置を含み、この装置がりＯ ツク１１ｉ制御装置からの調整されたクロック時間すなわち心拍数を受け取り、 また血液ボ生することによって血液ポンプ・チェンバの抽出流量を調整する。こ れらの制御信号は、作動装置の一部であるポンプモータの動作を制御する。血液 ポンプ・チェンバの拍出流量は、調整されたクロック時間、すなわち心拍数によ って許される時間間隔内に、血液ポンプ・チェンバが、チェンバ内のすべての血 液を理想的に拍出できるように調整される。好適方法では、血液ポンプ・チェン バの最終拡張容積は、最大心室容積に等しく、また、心拍出量は静脈還流量に等 しく、すなわち、血液ポンプ・チェンバはスターリングの法則に従う。

本発明の完全人工心臓では、２個の血液ポンプ・チェンバ、すなわち、左心室と 右心室とを備える。最大の充満流量をもつ必至、通常左心室が支配的心室（ｄｏ ｍｉｎａｎｔｖｅｎｔｒｉｃｌｅ）とされる。電子制御装置のクロック制御装置 は、クロック時間を調整して、支配的心室が常に、所望レベルまで、好ましいの は完全に充満するのに丁度十分な時間許されるようにする。左心室拍出流量制御 装置は、前述したように、左心至拍出流山を制御する。同様に、右心室拍出流量 ！＋制御装置が、電子制御装置の一部として設けてあって、これが調整されたり ０ツク時間及び右心室からの容積信号に従って右心室の拍出流量を調整する。電 子制御装置の左右の拍出流量制御装置によって決定される抽出流量は、理想的に はスターリングの法則が守られるように、すなわち、心拍出量が静脈ｉｘｉと等 しくなるように、設定される。従って、本発明の完全人工心臓は、身体の要求に 完全に応じるものである。

本発明は、また、血液ポンプ装置を制御する埋植可能な電子ｉＩｉＩＩｗＪ装置 であって、その電子制御装置がプログラムによるマイクロプロセッサ装置によっ て制御されるものも対象とする。このプログラムによるマイクロプロセッサ装置 は、支配的心室に結合するセンサ装置によって発生される血液容積に比例する信 号に応答して血液ポンプ装置のクロック数すなわち心拍数を調整する。マイクロ プロセッサ装置は、支配的心室に対し、完全に充満するのに丁度十分な時間を許 して、それにより心拍数を調整する。マイクロプロセッサ装置は、また、調整さ れたクロック時間及び支配的心室からの容積−依存信号に従って、支配的心室の 拍出ｉ量を調整する。マイク・ロプロセッサ装置は、支配的心室及び従属的心室 を交互に動作させるので、従属的心室は、動作サイクルの該当部分内で部分的に 血液で満たされる。マイクロプロセッサ装置は、また、住居的必至の拍出流量を 調整して、調整された心拍数によって決定された従属的心ｉ　（ＳｕｂＯｒｄｉ ｎａｔｅｖｅｎｔｉｃｌｅ）に割当てられた時間の範囲内で従属的必至内に含ま れるすべての血液を拍出する。従って本発明によるマイクロプロセッサ制御電子 制御装置は、全自動式装置であって、心室内における血液の瞬時容積に応答して 、水圧作動血液ポンプ装置の動作を調整して、心拍出量を静脈還流量と等しくす る。

本発明は、また、完全人工心臓（ＴＣＰ）及び人工心臓用電子制御装置の動作方 法を含む。その方法は、電子制御装置が支配的心室から受信する容積信号に応答 して、ＴＣＰのクロック時間、すなわち、心拍数を調整する段階を含む。心拍数 は、支配的心室が完全に充満されるのに丁度十分な時間をもつように調整される 。ざらに前記方法には、クロック時間と支配的心室からの容積に依存する信号に よって、支配的心室の拍出流量を調整し、かつ支配的心室に結合する血液ポンプ モータの動作を制御する制御信号を発生する段階も含む。前記方法には、また、 調整されたクロック時間と従属的心室から受信される容積に依存する信号に従っ て、従属的心室の拍出流量を調整し、かつ従属的心室に結合する血液ポンプ電動 機を制御する制御信号を発生する段階も含む。この方法にあっては、左右の心室 は、電子！Ｉｊｔｌｌ装置の発生する制御信号に応答して、交互に動作する。も ちろん、同様な方法で、２つの心室の同時脈動動作も制御することができる。さ らに、この方法は、ＴＣＰを動作させるマイクロプロセッサ制御電子制御装置に よって、支配的心室の拍動容積を最大心室容積と等しくさせて、スターリングの 法則が守られるようにできる。当業者は理解するように、クロック時間中、支配 内心！の一部だけを充満させるように前述した制御！！張装置調整することは可 能であり、また場合によっては望ましいが、そのような構成では血液ポンプ・チ ェンバの最終拡張容積は、最大心室容積より小さくなる。しかしながら、このよ うな動作方法でも、心拍出量を静脈還流量と等しくできる（スターリングの法則 ）。完全な充満及び最大心室容積に関する参考文献を前述した実施例に照らして 参照されたい。

図面の簡単な説明 本発明の新規な特徴は、添付した請求の範囲に特に述べであるが本発明は、添付 図面に示したような以下の詳細説明によって、より十分かつ明瞭に理解されるで あろう。

第１図は本発明による完全人工心５＆　（ＴＣＰ）の主要素子を示すブロック図 であり、 第２図は本発明によるＴＣＰに使用するのに適当な一型式の血液ポンプの断面図 であり、 第３図は本発明による完全人工心臓作動機構の一実施例を示す略図であり、 第４図は第３図に示したＴＣＰ作動機構の一形式の斜視図であり、 第５図は本発明による完全人工心臓作動機構の別の実施例を示す略図であり、 第６図は水圧で作動するＴＣＰに接続されるＴＣＰ制御装置の礪能ブロック図で あり、 第７図はホール効実装置を取付けた血液ポンプの断面図であり、 第８図は電子制御装置の詳細なブロック図であり、第９図は左右の心室に対する 理想的な容積信号及びクロック信号を示す略図であり、 第１０図は単一の心室を制御するＴ　ＣＰ　ＩＩ　ＩＩＩ装置に対する詳細な流 れ図であり、 第１１図は左（支配的）心室と右（従属的）心室の両方を制御するＴＣＰ制御装 置に対する詳細な流れ図であり、 第１２図は左（支配的）心室を充満する流量の増加に対するＴＣＰの応答を示す タイミング図であり、また第１３図は左（初期に支配的）心室充満重量の減少及 び右（終局的に支配的になる）心室充満重量の増加に対するＴＣＰの応答を示す タイミング図で、ある。

詳細な説明 本発明は、少くとも一部においては、人工心臓に使用される血液ポンプの制御に 対する新らしいアプローチの発見を基礎とする。この新らしいアプローチは血液 ポンプを作動するためのどのような既知技術と共に使用できるが、便宜上、前の 関連米国特許出願Ｓ、Ｎ。

２６５．１００及びＳ、Ｎ、２６５，１９９に開示された水圧作動人工心臓と結 合させて、この制御装置を説明する。これら以前の関連出願の一部をこ）に取入 れて、本発明の一つの特定の使用を説明する。この電子制ｔｉｔ装置は、水圧作 動血液ポンプにその使用が限定されるものではなくて、どのような既知の血液ポ ンプにも使用できることをはっきりと理解されたい。また、こ）に述べる作動方 法及びその実施に適する多くの機械的形態は、完全人工心臓及び循環補助装置に おいて同じ装置で使用可能なことも留意されたい。これら２種類の装置の構造及 び動作の類似性は業界によく知られているので、本発明についての以下の説明は 、主として水圧作動ＴＣＰについて述べる。

ＴＣＰ装置 第１図は本発明による好適ＴＣＰ装置の基本的構成素子及びこれらの素子と生理 的組織との相互作用を示す略図である。肺循環Ｐは右心室血液ポンプＲＶによっ て維持される。本発明循環Ｓは左心室血液ポンプＬＶによって維持される。本発 明の好適実施例では、心室血液ポンプのそれぞれは、別個の水圧アクチュエータ 、すなわち右血液ポンプに対してＲＡ及び左血液ポンプに対してＬＡによって力 が加えられる。アクチュエータＲＡ及びＬＡの動作は、内部電子制御、電力及び 、監碑回路Ｃによって制御され監視され、また前記回路Ｃは内部電池ＩＢによっ て時々電力が供給される。しかしながら、大部分の時間には外部電池Ｅ８及び電 力回路ＰＣからなる外部電源から電力が供給される。外部電池ＥＢは、家庭用交 流又は自動車用直流のような通常の電源によって再充電可能である。電力は一時 コイルＣから二次コイルＣ２まで磁気誘導によって皮膚を越えて埋植素子に供給 される。

血液ポンプ及びアクチュエータは胸腔内に埋植され、内部電子制御装置Ｃ及び内 部電池Ｉ８は胸腔の外側でなるべく皮膚近くに埋植して、最小の外科的処置によ ってこれら素子の容易な置換又は修理を可能とするものが好ましい。もちろん、 二次コイルＣ２は効果的な誘導エネルギ転送のため皮膚近くに置かなければなら ない。

血液ポンプ 好適ＴＣＰ装置の血液ポンプは、基本的に、自然心臓と同一の寸法、構造及び灘 能をもつ。これらの機能には自然心臓と同一の拍動容積能力、同一心拍数範囲、 同−心房充満圧力範囲及び同一動脈圧力範囲ならびに輪郭を含む。

好適装置によって使用に適する血液ポンプは、水圧作動装置によって作動可能な ものはどのような既知の設計のものでもよい。この種類のものには、作動流体が 血液ポンプの部品に直接作用する装置と、加圧流体が、磁気結合によるような間 接的手段によって血液ポンプに結合される装置とがある。しかしながら、もつと も関心があるのは、加圧流体が血液ポンプの可撓部分に直接作用する型式の血液 ポンプである。この型式の血液ポンプの例として業界で知られているものにサッ ク（袋）型と膜をかぶった空胴型とがある。本発明のＴＣＰに使用することが好 ましい血液ポンプは、脱型のポンプ（ブラッグ（ｂｌａｔｄｅｒ）型又はサック 型と呼ばれることがある〉である。

これらの好適な血液ポンプは、基本的に、血液流入弁及び血液流出弁を含む心室 チェンバを具備する。右心室血液ポンプと左心空血液ポンプは、通常、同−設計 のものであるが、適当な埋植性及び取付けに必要な方向をもつ流入ダクト及び流 出ダクトをハウジングが含むところが異なる。

血液ポンプの一つの好適形式のものの略図を第２図に示した。血液ポンプは、２ 個の硬いハウジング１を含み、このハウジング内に弾性材料で組立てた可撓性膜 、すなわちブラッグ２を取付ける。ハウジングの１部１とブラッグ２とはそれら の周辺部で締付はリング７によって、共に固定される。血液ポンプが拡張期間中 、血液で充満されるとき、可撓性膜は第２図に実線で示した位置を占める。加圧 流体が膜の非血液側からハウジングに加わるときく後述する方法で）、加圧流体 容積の変化によって膜を一点鎖線で示した位置まで変位させる。瑛が対向ハウジ ング壁の方へ変位させられるとき、血液は血液ポンプから強制的に追い出される 。膜は、変位、すなわち変形が均一でかつ各屈曲拍動（ｆｌｅｘｉｎｇ　５ｔｒ ｏｋｅ）に一致するような設計のものでなければならない。膜は、また、本質的 に、硬いハウジングのどの部分に対しても血液損傷接触をさけるように設計され なければならず、また膜の排除を制限するための外部！１１１１装置を設けなけ ればならない。

血液ポンプ・チェンバには、適当な人工流出弁装置４を含む血液流出ダクト３が 設けである。適当な人工流入弁をもった流入ダクト（図示してない）も設けであ る。

適当な閤械的人工弁の例としては、ピョルク・シレー（Ｂｊｏｒｋ−３ｈｉｌＢ Ｖ）の弁がある。もつとも、多くの他の設計の弁も使用が可能である。血液ポン プの流入路及び流出路は、それぞれ、ＴＣＰの外科的埋植を容易にするように適 当に設計されたスナップ式迅速接続用取付物６によって既知型式の心房油部５及 び動脈人工組織（図示してない）に接続されるのが好ましい。この油部及び人工 ｖＡ織は、血液ポンプが接続される以前に、心房残部及び大動脈又は肺動脈に吻 合される（　ａｎａｓｔｍｏｓｅ　＞ことが望ましい。

血液ポンプ１１２は、極めて強く弾性をもち生体適合性材料から形成された単層 型のものが好ましい。ビオメール（Ｂｉｏｍａｒ）やアブコサン（＾ｖｃｏｔｈ ａｎｅ　）のようなポリウレタンを基礎とした重合体は、この応用には適当した 材料である。これら型式の材料は、血液ポンプ動作において、すぐれた耐久性と 信頼性を示すことがわかっている。血栓液ポンプの膜は、また、血栓の付着が少 く、かつ、血栓（（ｈｒｏｍｂｏ−ｅｍｂｏｌ　ｉ　）の発生の少いことが重要 である。ハウジングは、ポリウレタン又は他の生体適合性のｔ！ｔｉ材で被覆し たステンレス鋼、又はガラスファイバ又は炭素ファイバで補強したプラスチック のような、適当に硬い金属又はプラスチックの材料で形成される。通常、血液ポ ンプの内面は、適当な生体適合性材料で被覆される。

本発明のＴＣＰに使用するのに適当な血液ポンプとしては、十分な行程容積を使 用して、１分間に２．８リツトルから約９゜５リツトルまでの心拍出量と１分間 に約３５から１２０までの拍動数が得られることを必要とする。

作動装置 本発明の好適ＴＣＰでは、前述した血液ポンプは、水圧式に作動される。アクチ ュエータ装置の素子と両立するどのような非圧縮流体も使用できるが、好ましい 作動流体は、生理食塩水（０，９グラムＮＡＣｊりであって、これは、食塩成分 が血液プラズマに極めて近い。作動流体として食塩を使用すると、シリコーン油 のような他の作動流体の使用に関連する問題を除くことができる。前記問題には 、これの油の体内への拡散又は作動流体中へ体液の拡散及び混合を含み、これら は可撓性膜内の重合体材料の劣化を生じる。

本発明の作動装置は、最も基本的な形で次の４個の素子、（１）作動流体貯蔵器 、すなわちコンプライアンス・サック、（′２Ｊ作動流体ポンプ装置、（３）心 室作動チェンバ及び（４）流量応答心室ダンプ（ｄｕｍｐ）弁を備える。この装 置の基本的動作様式には、可撓性血液ポンプ膜を変位させて、ポンプから血液を 流出させる心室作動チェンバを含む。

心室のダンプ弁は、作動チェンバ内への作ｖＪ流体流入に応答して動作し、各流 体脈動中、作動チェンバを閉鎖し、また各脈動の終端で作動チェンバ蓄８！流体 を流出、すなわ気落下させて、血液ポンプ・チェンバの再充満を行わせる。

第３図は、本発明のＴＣＰ用好適作動装置を示す略図である。血液ポンプは右心 室ＲＶと右心室ＬＶを含む。

右心室Ｒ，Ｖは、硬いハウジング１１０で形成され、またハウジング１１０は可 撓性ブラッグ１１２によって、血液ポンプ・チェンバ１１４と流体作動チェンバ １１６とに分けされる。同様に右心室Ｌｖは、硬いハウジング２１０で形成され 、ハウジング２１０は、可撓性ブラッグ２１２によって血液ポンプ・チェンバ２ １４と流体作動チェンバ２１６とに分けされる。弁のついた血液流入口１１３， ２１３及び弁のついた血液流出口１１５．２１５は血液ポンプ・チェンバ１１４ ，２１４を適当な血液容器と連結する。

血液ポンプ・ハウジング１１０及び２１０の部分は、流体貯蔵容器、すなわち、 コンプライアンス・サック１２を画定する可撓膜１０によって囲まれる。コンプ ライアンス・サックは肺及び胸腔内の他の柔かな組織と対面して、正常な胸腔内 圧力レベルに維持される作ａ流体を含む。動作中、流体は、拡張時に各心室から コンプライアンス・サックに落下し、また収縮時にコンプライアンス・サックか ら除かれる。好ましい動作形態では、心室は交互に作動されて、装置内の水圧式 作動流体の容積の変化を最小にし、また、それによってコンプライアンス・サッ クの全体の寸法を最小にしている。もちろん、希望によっては同時脈動動作も実 現できる。

第３図の好適実施例では、各血液ポンプが独立にそれ自体の駆動装置によって作 動される。その駆動装置はブラシレス電動機に結合した高速度、混合流、回転ポ ンプ備えることが好ましいが、他の適当な電ｌＪ礪及びポンプの設計を使用でき ることはいうまでもない。ポンプ及び電動機の軸受は、全体を食塩作動流体に浸 して潤滑される。好適実施例では、この水圧式ポンプは、心室拍出段階（収縮） では約７．ＯＯＯｒｐｍから１５．ＯＯＯｒｐｍまでの速度で動作する設計であ る。拡張を実現するために、ポンプは停止できるが、しかし、約１．ＯＯＯｒｐ ｍから１．２００ｒｐｍまでに速度を低下させることの可能なポンプを使用する のが好ましい。この低速度では、ポンプは流量応答ダンプ弁（後で説明する）を 動作するためには、十分な流量を供給しないが、軸受上には十分な浸潤流体薄膜 を維持する。

水圧式ポンプを駆動する電動機の動作は、以下に説明する方法で連続的に制御さ れるが、チェンバー等（ｃｈａｍｂｅｒｓほか）が１９７５年５月、ＮＴｌ５刊 行物、ＮａＰＢ−２４５０４２に発表した“循環系装置用電気エネルギーｍｌン バータの開発”　（Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ　ｏｆ　ａｎＥｌｅｃｔｒｉｃａｌ 　Ｅｎｅｒｇｙ　Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）に述べである逆起電力転換（ｂａｃｋ　 ｅｒＡｒ　ｃｏｍｍｕｔａｔｉｏｎ）　＠使用するのが好ましいので、ここに引 用して記載しておく。

第３図において、作動ポンプ１２０は電動Ｒ１２１によって駆動されて、可撓性 ダクト１２２を通してコンプライアンス・サック１２から流体を引き入れ、その 流体を可撓性ダクト１２４から流入口１２６を通して作動チェンバ１１６へ供給 する。同様に、作動ポンプ２２０は、電動ｔａ２２１によって駆動されて、コン プライアンス・サック１２から流体を引き入れ、その流体を可撓性ダクト２２４ から流入口２２６を通して作動チェンバ２１６へ供給する。前述したように、各 水圧式ポンプは、その対応する心室の収縮時に起動して動作し、また、その心作 動チェンバには、また、流量応答必至ダンプ弁装置を備えて、収縮時の終りに作 動チェンバから加圧流体を落下させる。“流れ応答”の語は、作動チェンバへ流 入する作動流体の流れの関数として変化する力に主として応答して、作動チェン バ出口を開放及び閉鎖するそれらの弁を含むことを意図している。通常、この流 れ応答閤構は、流入作動流体によって生じる圧力反は運動量力又はこれらの力の 組合せに応答して動作する。このような流れ作動弁は、通常、開放位置の方にし きい値バイアスを加えておく。従って、弁は、このしきい値をこえて作動チェン バへの初期流入期間中、流れに関連するカが発生した後でのみ閉鎖する。作動チ ェンバ内への作動流体の流れによって発生する力がこのしきい値以上であるかぎ り、すなわち収縮段階中、弁は閉鎖状態を続ける。作動流体の流れが停止し又は しきい値パイアスカ以下に低減するとき、バイアスが弁を開放位置に戻し、それ によって作動流体をチェンバから落下させ、すなわち拡張段階となる。

第３図に示した略図に戻って、流れ応答弁１３０．２３０には隣接した入口１２ ６．２２６がそれぞれ設けてあって、作動チェンバ１１６．２１６から出口１３ ２゜２３２を通ってコンプライアンス・サック１２への作動流体の流出を制御す る。第３図に示した動作状態では、ポンプ２２０が作動流体を流入０２２６を通 して作動チェンバ２１６へ供給中である。この流入が弁２３０に出口２３２を閉 鎖させて、それにより作動チェンバ２１３から作動流体の洩れを防止する。ポン プ２２０が動作を継続すると１作動チェンバ２１６内の流体の容積が増加し、そ れにより血液ポンプ・チェンバを圧縮して、血液を出口２１５から外側の全身血 管系に送出する。こりと同時には、ポンプ１２０は作動流体を入口を通して作動 チェンバ１１６へ積極的に送出しない。従って、弁１３０は開放位置に留まるの で、作動流体は作動チェンバ１１６からコンプライアンス・サック１２へ流れ続 ける。作動流体の排出は右動脈血圧によって引きおこされる。この血圧が血液を 入口１１３から右心室血液ポンプチェンバ１１４に流入させる。従って、各心至 血液ポンブチェンバ１１４の充満は、自然心臓と同じく受動的である。ポンプ１ ２０が動作し、ポンプ２２０が停止または速度低下するとき、左心室は充満を許 されるが、左心室は血液を出口１１５を通゛して肺組織に拍出するように圧縮さ れる。もちろん、ポンプは、十分な量の作動流体が存在する限り、同時脈動的に 動作させることができる。

第４図は、第３図に略図で示した作動装置実施例の好適機械的構成を示す図であ る。流れ作動ダンプ弁５３０は心室ハウジング１１０．２１０と一体構造に形成 される。可撓性ダクト１２２，１２４，２２２．２２４がポンプ１２０．２２０ をダンプ弁５３０及びコンプライアンス・サック１２に接続する。

前述した好適実施例を利用すると、多くの著しい利点が得られる。二つの独立な 作動装置の利用は、独立した心室の制御と各心室に対するポンプ及び電動様を最 適化して効率を最大にすることを考慮するものである。さらに、流れ作動ダンプ 弁を使用して、弁の電磁アクチュエータを省略して、ＴＣＰの信景性の向上をは かつている。

第５図は、別の実施例の略図であるが、この図で一点鎖線で示した部分は、第３ 図に示した実施例の対応する部分と同一のものである。この実施例では、単一の 作動ポンプ３２０が電動機３２１によって駆動される。電動Ｒ３５１によって駆 動され電磁的に動作する三方切替弁３５０は、制御回路からの信号に応答してポ ンプ出口からの作動流体を可撓性ダクト１２４，２２４を通して作動チェンバ１ １６．２１６に送出して、作動チェンバに作動流体の交番脈動を加える。同時脈 動動作（ＣＯＤｔｌｌＳａｔｉｌｅ　ｏｐｅｒａｔｉｏｎ　）が希望されるとき は、弁３５０と電動様３５１は省略できる。この装置に使用する流れ応答ダンプ 弁１３０．２３０は第３図において全般的に説明したものと同じである。

乳！ｌ亘１１ 前述したＴＣＰ装置、特にその好適実施例は、人間における自然心臓の動作に合 致する方法でＴＣＰを動作させるように設計された電子制御装置に応答する能力 において特に有利である。基本的には、変形フランク−スターリング（Ｆｒａｎ ｋ−Ｓｔａｒｔｉｎｇ＞　ｔｆｉ構が、埋植レシピエンドの生理的要求に対する 血液ポンプ応答の唯一の手段である。各血液ポンプは、それを充たす血液を拍出 し、その結果として心房圧力及び静脈還流量が正常心臓のフランク−スターリン グ応答に類似の方法で、心拍出量に関係する。正常な心臓脈管動作では、心拍出 量は、静脈還流量に等しい。心拍出２１！量は、心拍数と拍動容積の積に等しい ので、心拍出ＦＥ量の変化は、心拍数又は拍動容積のいずれかを変化することに よって実現できる。本発明によれば、拍動容積を一定に保って、心拍数を変化し て、心拍出ｉｔを変化するのが好ましい。

本発明によるＴＣＰＩＩＩ作の好ましい方法は、心空泊出を交互とするごとによ って、コンプライアンス・サック中における１サイクル中の正味容積変化を最小 にし、また、必要な作動流体の全体の容積を最小にしている。しかしながら、前 述したように、水圧用貯蔵袋ｆｌ（コンプライアンス・サック）の容量を付随し て増加させることによって、同時脈！ｌｌｌ！ｉ１作を実現することができる。

本発明の好適ＴＣＰ設計の一つの著しい利点は、各心室に対し別の作動機構を使 用することによって、各心室を別個にかつ最適に制御できることである。

第３図及び第４図に示した型式のＴＣＰ用電子電子制御装置能ブロック図を第６ 図に示した。電子制御装置は、心拍出量を静脈還流量に等しくするように、心臓 への静脈還流量を決定し、調整を行うことによって、ＴＣＰを身体の要求に精密 に応答させることができる。この目的は、クロック制御装置６００、左心至拍出 流量制御装置６０２、及び右心空泊出流量制御装置６０４を含む３個の制ｔＩｌ 装置によって達成される。

クロック制御装置６００は充′ａ流」、すなわち、充満期間中平均した静脈還流 量の間欠的変化に直接応答する。

静脈還流量は、通常、数サイクルにわたって平均したもので、心臓に帰る血液の 全体の平均流量を表わす。従って、拡張期間がサイクルの５０パーセントであっ て、残りのサイクル中充満が行われないときは、平均充満流量は静脈還流量の２ 倍に等しい。これに反して、拡張期間が７０パーセントであるとき、平均充満流 量は静脈還流量の１１０．７−１　、４倍となる。

第６図に示した電子制御装置の好適実施例では、りＯツク制御装置６００は、通 常左心室である支配的心室の充満流量に応答する。この図面では説明用として、 左心室を常に支配的心室と暇定する。もちろん、支配的心室は、身体の要求に応 答して変ることができるのが、その場合にはクロック制御装置６００は、その時 点で支配的となるどちらかの心！の血液容積に応答する。前述したように、支配 的心室は、最大の充満流」をもつ心室である。左心室が多くの時間において支配 的となることが期待される。心拍出量の約５％から１０％を含める気管支循環（ ｂｒｏｎｃｈｉａｌ　ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ　）が大動脈から別れて発生して 左心房に短絡的に帰還するからである。従って、左心室の拍出量及び静脈還流量 は通常、左心室より大きい。クロック制御装ｆｆ１６００は、左心室すなわち支 配向心ｖ６１２のハウジング６１０の対向側に取付けたホール効果（Ｈａｌｌ　 ｅｆｆｅｃｔ　）装置６０６及び６０８に接続される。これらのホール効実装２ ６０６及び６０８は、また、左心ｉ　（ＬＶ）拍出流量制御Ｉｌ装置６０２に接 続され、また別のホール効実装置６１４及び６１６の対が、左心室６２０のハウ ジング６１８に取付けて卆る。これら後者のホール効実装置６１４及び６１６は 、左心室（ＲＶ）抽出流量制御装置６０４に接続される。

左右の心室血液ポンプにホール効実装置への取付けを第７図に詳細に示した。説 明用として、これらホール効実装置の左心室血液ポンプ６１２への取付けｊどけ を示した。ホール効果Ｂ装置６０８は心室ハウジングの片側に取付ける。磁石６ ２２を可撓性膜、すなわち、ブラッグ６２４に取付ける。右心空血液ポンプがか らになるに従って、ブラッグ６２４はホール効実装置６０８の方向にたわむ。ホ ール効実装置６０８は、磁石６２２の位置の変化を検出して、時間の関数として 血液の容積に比例する瞬時位置信号を発生する。これらの信号が電気導線６２６ によって、クロック制御装置６００及びＬＶ拍出流量制御装置６０２に伝送され る。他のホール効実装置６０６は、ハウジング６１０の反対側に取付けられて、 磁石６２２の位置の変化を検出する。血液が充満するにつれて、可撓性膜、すな わち、ブラッグ６２４がコンプライアンス・サックの方に屈曲するとき、磁石６ ２２は、ホール効実装置６０６の方向に動き、それにより、時間の関数として血 液の容積に比例する瞬時位置信号を発生し、この信号を電気導線６２８によって 、クロック制御装置６００及びＬＶ拍出流量制ｍ装置６０２に伝送する。

このような方法で、左必至血液ポンプ６１２内の血液容積の変化を示す信号が時 間の関数として発生されて電子側ｍ装置に供給される。２個のホール効実装置を 各必至に使用して容積依存信号を発生するが、可どうブラッグ６２４の位圓変化 の全範囲を示すのに十分な感度があれば、そのようなホール効実装置１個でも足 りる。好適実施例では、２個のそのような装置を使用して、改善された感度をも つ検出装置を得ている。

上記ホール効実装置６０６，６０８．６１４及び６１６の出力と磁石６２２の変 位との関係は非線形関数である。ホール効実装置の利得特性は装置ごとに変化す るので、ホール効実装置の一族に対する独特な数学的表示は存在しない。従って 、ホール効実装置から得られた情報を１個の心室の変位又は容積を表わすために 使用可能とする前に、線形変換の処理を行わなければならない。

ホール効実装置によって発生される非線形動作を線形化する最も簡単な方法は、 これら装置について容積及び変位を決定するためのベンチ・テスト（台上試験） を行って校正を行うことである。例えば、特定のホール効実装置の変位又は容積 を表わす索引表をつくることができる。

動作時間中、任意の点でホール効実装置によって発生される特定の信号について 、索引表から変位又は容積の情報を決定することができる。

本発明においては、ホール効実装置が好適であるが、変位及び容積の情報を発生 するためには、他の型式の検知装置を使用することができる。例えば、超音波装 置を使って容積及び変位の情報を発生して、クロック制御装置６００ならびに拍 出流量制御装置６０２及び６０４に使用できることが知られている。

第６図に示した電子制御装置に帰って、りＯツク制御装置６００は、ホール効実 装置６０６及び６０８（ならびに右必至が支配的のときは６１４及び６１６）に 応答して、人工心臓のクロック時間Ｔ、すなわち、心拍数を調整し、第６図では 左必至６１２と保定している支配的心室に、所望の渚、好ましいのは完全に充満 するのに丁度十分な時間を許す。りＯツク時間Ｔは、心拍数の逆数であって、Ｔ ＣＰに対する全体のサイクル時間である。

クロック制御装置は、平均充満流量が増加するとき、クロック時間を減少し、そ れによって対応する心拍数を増加させる。これは、支配的心室を完全に充満する のに十分な時間だけが許されて、それ以上の時間は許されないために起る。もし 支配的心室が極めて迅速に充満して、高い静脈還流を示すときは、サイクル中の 時間値が短縮され、別言すれば、クロック時間が短縮されなければならない。こ の場合、従属的必至は右必至と保定するが、完全には充満されない。定義によっ て、それは遅い充満流量をもつが、支配的心室と同一の時間間隔が充満のために 割当てられているので、その後に所定の容積までかうになるからである。

好ましい動作態様では、りＯツク制御装置６００は、実際充満流量と所望充ｍ流 量との差に応答する。この差が制御！ｌ装置の誤差信号を形成し、クロック制御 装置６００はつねにこの信号をゼロとするように駆動することによって実際の充 満流量を所望の流量と等しくさせる。

電子制御装置は静脈還流量を制徘しないが、充満がおこる時間間隔を制御する。

この充満時間は、支配的心室が完全に充満され、また所定の量までに完全にから になるように制御される。所望の充満流量は、最大必至容積（洩れ及び死容積を 除く）の通常的８０ｍをサイクル時間の拡張充満時間比にクロック時間を乗じた 、拡張充満時間で割った値となる。全体のサイクル時間の長さに対する収縮時間 の長さの比をｆとすると、拡張時間の長さの比はｉ−ｆとなる。各サイクルにお いて、クロック制御装置６００は、ホール効実装置６０６及び６０８の発生する 情報を使用して、支配的左必至の充満中における実際の平均充満流量を測定して 、その所望充満流量と比較する。誤差信号にクロック制御ｍ装置の利得を乗じて 、その積をまえのり０７９時間に加えて、新規な最善のクロック時間（Ｔｏ＋１ ）の見積りを得る。

拍出流量制御装置６０２及び６０４は、調整されたクロック時間を使用して左右 心室の送出量を調整する。最初に、クロック時間を使用して拡張（（１−ｆ）Ｔ ）及び収縮（ｆＴ）双方に使用可能な時間を決定することができる。簡単に言う と、右心空又は右必至の血液ポンプ・チェンバが早期にからになるときは、速度 を低下させねばならないし、また割当てられた収縮期間が経過して　。

も完全にからにならないときは、速度を増加させなければならない。補正は抽出 中にできるが、単純化のために補正は、次の送出において行われるものと似定す る。換言すると、実際の平均拍出流量は、１抽出サイクル期間中に拍出された容 積をその容積を送出するのに要した時間で割って決定する。次の充満時間の終り に、拍出流ｍ制御装＠６ｏ２及び６０４は、拡張の最後における心室内血液容積 を、クロック制ｒｙ装置６００によって計韓された新らしい収縮クロック時間で 割って、新らしい所望平均抽出流但を計算する。

本発明の泊出流址制ｍ装置６０２及び６０４では、誤差信号は、まえの実際拍出 流ｍと新らしい所望拍出流量の差として定義する。新らしい所望抽出流通がまえ の実際抽出流量よりも少ないときは、血液ポンプチェンバは速度低下される。こ れは充満の終りに必至内の血液を少なくするか又はクロック時間を長くするか、 どちらかによって実行できる。この誤差信号に拍出流１制御装置６０２及び６０ ４の機能である利得を乗する。その利得は、左右必至の差及び特性ならびに肺循 環と全身循環の差を認識して、安定で応答的な方法を得るために注意深く選定さ れる。利得を高過ぎる設定にすると、余計な行き過ぎやハンチングを生じる。利 得を低過ぎる設定にすると、応答時間が遅くなりすぎる。従って適当な利得調整 は、安定した応答性をもつＴＣＰ装麗を設けるために絶対必要である。

第６図に示した左右の必至６１２及び６２０の拍出流＆、対応するポンプ′Ｒ動 機６３０又は６．３２の電動機速度を増加又は減少させることによって、速度上 昇させ又は速度低下させることができる。ＬＶ拍拍出流調制御装置６０２、ＬＶ ポンプ電動１６３０のＬＶ大入力接続され、またＲＶ拍出流通制即装置６０４は ＲＶポンプ電動機６３２のＲＶ大入力接続される。これらの抽出流量制ｆ１１装 置６０２及び６０４はυ制御信号を発生してパルス周波数変調又はパルス幅変調 のいずれかによって第３図に全体を示した直流電勅殿の印加電圧を変化すること によってポンプ電動機の回転速度を変化できる。パルス周波数変調では、電動様 は一定時間間隔中動作するが、周波数が変化する。好適の動作態様では、周波数 が一定で電ｖＪ磯が動作する期間が変化されるパルス幅変調を使用する。

クロツク制御装置６００ＳＬＶ拍出流量！ｉＩＩｗＤ装置６０２　及Ｕ　ＲＶ　 拍出！　ｉｔ　ｌ１ｉｌｌ　ｍ装置６０４は、／’１１−　トウエアで製作し、 又は水圧式論理回路を使用して製作できるが、本発明による好適実施例では、電 子制！ｌｌｌ装置にマイクロプロセッサを使用して、クロックｌ１１１１１１１ 置６００、ＬＶ拍出流量制御ｌ装置６０２及びＲＶＶ出流量制御装置６０４の機 能を遂行させる。好適実施例の電子制御装置の詳細な電子ブロック図を第８図に 示した。

第８図に示した電子制御ｔｉｉでは、外部の電源装置７００から内部電力応答装 置７０２に電力を転送するのに、皮膚をこえる電力転送装置を使用する。この皮 膚をこえる電力転送装置は、第１図について説明したような既知技術を使用する 。外部電源装置には、外部電池及び充電回路のような電１ＩＩ７０４を含み、振 幅２４ボルト、周波数３３３　ｋＨｚをもつ２個の位相の異る方形波による共振 状態で外部コイル７０６を駆動する。Ｎ源７０４は、１つの方形波をコイル駆動 電圧装置７０８を介して外部コイル７０６に供給し、また他の方形波をコイル駆 動器７１０を介して供給する。コイル駆動Ｂ７１０は、内部送信器７１２から皮 膚をこえて外部受信器７１４を介して多重分離論理回路（ｄｅｍｕｌｔｉｐｌｅ ｘｉｎｇ　ｌｏｇｉｃ）　７１６に伝送されてきた制卸信号に応答する。多重分 離論理回路７１６は、通常の変調技術を使用して、コイル駆動器の３３３　ｋＨ ｚ信号を、内部送信Ｚ７１２から外部受信器７１４に伝送された制御信号から導 いた１　ｋｌｌｚの可変幅方形波で変調する。コイル駆動器によって発生される 信号を変調することによって、内部電子制御装置は、その詳ａｔ以下に説明する が、内部の要求にもとすき、皮膚を介しての電力転送を制御する。内部送信器７ １２はまた、警報信号を受信器７１４に送信することができ、この信号は多重分 離論理回路７１６で復調されて、警報回路７１８に供給される。これらの警報信 号には、電力状等に関する情報を含めることができる。内部電子制御装置による 前記の制御信号及び警報信号については、あとで詳細に説明する。

外部コイル７０６は、皮膚の下に並置された内部コイル７２０と誘導的に結合す る。外部コイル７０６は変圧器１次巻線として作用し、また内部コイル７２０は 変圧器２次巻線として作用する。内部コイル７２０は逓降変圧器７２２及び全波 整流器７２４に接続される。全波整流器７２４は、内部電源７２６に電力を供給 する。内部電ｉ！０７２６には、通常の充電制御回路、内部で充電される電池及 び内部電子制御回路に適当な電圧を供給する電圧駆動回路を含む。前述した皮膚 を介する電力転送装置は、外部電源装５１７００から内部電力応答装置７０２に 約３５ワツトの電力を転送することができて、ＴＣＰの作動を制御する電子制御 装置に使用される。

第８図に示した電子制御装置の心臓部は、マイクロプロセッサ装置７２８であっ て、このマイクロプロセッサ装置７２８は基本的には、中央処理装置ＣＰＵ７３ ０、読取り専用記憶装置ＲＯＭ７３２及びＲＯＭ７３２に記憶されている情報を デコードするためのデコーデング論理回路７３４を含む。このＣＰＵはモーＩ〜 ローラ（Ｈｏｔｏｒｏｌａ　）社製ＭＣＩ４６８０５のような入手可能なＣＰＵ の多くのものの中の一つでよく、またこのＲＯＭはモートロー５社製ＭｃＭ６５ ６１６のように特定のＣＰＵと両立できる入手可能な任意のＲＯＭでよい。もち ろん、ＣＰＵ７３０には、情報を受信し、送信するための通常の入力回路及び出 力回路ならびに情報を処理し、多くのデータ操作を行なう通常の処理回路を含む 。また、ＣＰ　Ｕ　７３０　及Ｕ　ＲＯＭ　７３２　ト結合シテ、ＲＯＭ７３２ に記憶されている情報をデコードするために既知デコーデング論理回路を使用す ることができる。

マイクロプロセッサ装置７２８は、第６図及び第７図のホール効実装置６０６． ６０８．６１４及び６１６に相当するホール効実装置７３６から、アナログ・デ ィジタル変換器７３８を介して、時間の関数として血液ボンブチェンバ内の血液 容積に比例する信号を受信する。ホール効実装置７３６は、左右心室（第６図の 左右の心室６１２及び６２０に相当）の血液ポンプ・チェンバのブラッグすなわ ち可撓性１！ｌ（第７図のブラッグ６２４に相当）の位置の変化に応答する。こ れらホール効実装置の位置及びその血液ポンプ・チェンバのブラッグとの結合動 作については、第６図及び第７図についてすでに説明した通りである。マイクロ プロセッサ装置は、また、内部Ｎ源の状態に関するデータをアナログ・デジタル 変換器７３８を介して受信し、さらに電動機７４４の動作に関するデータを同じ くアナログ・ディジタル変換器７３８を介して受信する。ポンプ電動機７４４は 直流電動機であって、ＴＣＰの水圧式作動装置のポンプ７４２を駆動することは すでに説明した。例えば、左心室ポンプ電動機６３０及び右心室ポンプ電動機６ ３２は、第６図の機能ブロック図について説明した。

ＣＰＵ７３０は周知の技術を使用して、ホール効実装置７３６からの信号及び内 部電ｉｔ！７２６と電動機７４４からのデータを受信する。例えば、多数チャン ネルを使用する伝統的なサンプル・ホールド技術が使用できる。

サンプル・ホールド動作は、現在市販されている単一チップデータ収集装置であ る中央処理装置７３０又はアナログ・ディジタル変換器７３８によって直接実行 することができる。

マイクロプロセッサ装置７２８は、ディジタル・アナログ変換器７４６を介して 制御信号を速度υＪ御回路７４８及び電動□駆動回路７５０に供給する。ｃｐｕ ７３０は、ホール効実装置７３６から供給される信号を使用して、ＴＣＰのクロ ック時間Ｔすなわち心拍数を調整する。第７図について前述したホール効実装置 ７３６の索引表をＲＯＭ７３２に記憶させておき、血液ポンプ・チェンバ内の血 液容積を決定するために、この索引表をＣＰＵで利用することができる。ＣＰＵ ７３０でそのような索引表を利用するには通常の手法によればよい。

ＣＰＵ７３０は時間の関数としての支配的心室内の血液の容積から、支配的心室 、すなわち、血液ポンプ・チェンバ心室の充満ｉ量を最初に決定することによっ て、クロック時間、すなわち、心拍数を変化させる。そのあとＣＰＵは、支配的 心室の充満流量を使用してクロック時間すなわち心拍数を調整して、静脈還流量 に応答して、支配的心室を血液で完全に充満するのに丁度十分な時間を与える。

支配的心室は身体活動によってＴＣＰの動作中変更できるが、通常は左心室が支 配的心室である。従って、電子制御装置、特にＣＰＵ７３０は、ホール効実装１ １７３６から得られる信号によって、どちらの心室が支配的心室であるかを決定 し、そののち、支配的心室に従ってクロック時間Ｔを調整しなければならない。

次にＣＰＵは、クロック時間Ｔとホール効実装置からの信号を使用して、左右の 各心室に割当てられたクロック時間Ｔの部分内に左右心室が完全に空になるよう に左右心室の抽出流１を調整する。例えば、収縮部分比（ｓｙｓｔｏｌｉｃ　ｆ ｒａｃｔｉｏｎ　）　ｆｌｆｉｏ、　４であれば、拡張部分比（ｄｉａｓｔｏｌ ｉｃ　ｆｒａｃｔｉｏｎ）は０．６に等しくなって、心室は（０，４）（Ｔ）で 空にならなければならず、すなわち、抽出流口は時間間隔（０，４）（Ｔ）内に 拍出を完了するように調整されなければならない。第６図について前述したこの 動作においては、ＣＰＵ７３０は制御信号を発生して、ディジタル・アナログ変 換器７４６及び速度制御回路７４８に加えて、電動機駆動回路７５０を制御する 。好適実施例では、ＣＰＵ７３０はパルス幅変調信号を発生して電動機駆動回路 ７５０を駆動し′ｉｓ動機７４４に適当な駆動電圧を加える。別の方法では、駆 動回路７５０を電力増幅器にしてディジタル・アナログ変換器７４６を介してＣ ＰＵ７３０から直接制御するか、又はＣＰＵ７３０からディジタル・アナログ変 換器を介して直流信号を発生してパルス幅変調回路を駆動して電動機の速度を変 化させる。

コミュテーション回路７５２が設けてあって、電動機転換するために電動機７４ ４のコイルから逆起電力信号を発生する。方形波がコミュテーション回路７５２ がら電動機駆動回路７５０に加えられて電動機を始動させ、またゼロｒｐｍ　１ ．：電動機を駆動する。この型式の逆起゛電力検出回路が開発されて第３図につ いて前述した先の技術に使用された。

速度制御回路７４８は変調回路で、電動閤駒勤回路７５０に加えられた逆起電力 制御信号のパルス幅変調を行う。ディジタル・アナログ変換器７４６からのアナ ログ信号は基本的に速度制御回路７４８を形成する電圧周波数変換器に加えられ る。この逆起電力から得る制御信号のパルス位置変調技術は、業界では周知であ って、ＣＰＵ７３０と電動機駆動回路７５０との直接インターフェースを可能と するものである。−ｗｅｔｓ駆動回路７５０はＶＨＯＳパワー電界効果トランジ スタのような多くの駆動素子によって構成する。この型式の駆動回路も業界では 一般に知られている。

電動機７４４は、最高動作速度約１５．ＯＯＯｒｐｍのものを１０．ＯＯＯｒｐ ｍで動作するような設計の直流ブラシレス電動機である。巻線は方向変換回路７ ５２、電動機駆動回路７５０及び速度制御１口路７４８を含む逆起電力方向変換 を使用する前述の固体装置切替装置によって作動される。ポンプ７４２は混合流 、遠心並列ポンプであって、流体をＴＣＰのコンプライアンス・サックから可と う線を介してポンプを通して血液ポンプ・チェンバの作動チェンバに戻し心室の 拍出を行なわせる。ポンプ７４２は、血液ポンプ・チェンバの充満サイクル中は 、約１．２００ｒｌ）１０に速度を低下させて心室の充満に備える。作動装置の 詳細は、説明用に、可撓性膜、すなわち、ブラッグを備える血液ポンプ・チェン バの作動用の水圧式作動装置を第２図から第５図に示した。前述の通り、他の既 知装置も本発明の電子制ＤＩ］装置と結合して使用することができる。

ＣＰＵ７３０は、また、アナログ・ディジタル変換器７３８を介して、内部；源 ７２６及び°ミａ機７４４からの情報を受信する。ＣＰＵ７３０は、内部電ｉｌ ！７２６の電力状態及び電池状態、ならびに電動機７４４の電動別状態を監視す る。この情報はＣＰＵ７３０の出力信号となって送信器７１２から外部受信器７ １４に送られる。

これらの信号は、警報回路７１８の警報を動作させたり、外部電源装置７００か ら内部電源装置７０２に供給される電力を制御するのに使用される。この情報を 送信器７１２から受信器７１４に送信するのに業界で知られている多くの技術を 使用することができる。また、前記テレメータ装置を２方向テレメータ装置とし て、ＴＣＰの動作に使用するため情報を外部装置からＣＰＵ７３０へ伝送するこ とも考えられる。

第８図に示した電子制御装置の動作を、この略図と第９図から第１３図までの流 れ図を参照して説明する。好適実施例の電子制御装置は２個の交番する心室を制 御するが、同様な技術は単一の心室を制御するのに使用できることを前もって留 意されたい。また、好適実施例の制御装置においては、作動流体を保全するため に両心室の拍出を交番して行なわせ、拡張期間を収縮期間より長くして、拡張期 間は重ねることもできるが収縮期間は重なることができないようにする。ざらに 好適実施例では、全体のサイクルの長さ、すなわちクロック時間Ｔに対する収縮 期間の比を定数ｆとしているが、１ｉｌＪ　ｉ１ｍ装置は身体の要求に応じて収 縮比な変化するように制ＷＪ装置は変形できることも理解されたい。最後に、前 述したように電子制御装置は心室の同時脈動動作の制御にも使用できる。

電子制御装置の最終目標は、心拍出量を静脈還流量と等しくさせる制（Ｉ１ｍ構 を実現することにある。心泊出１（Ｃｏ）は、心拍１ａ　（ＨＲ）　、！＝拍動 容積（Ｓｖ）との積であるから、ＣＯの変化は、ＨＲ又はＳｖのいずれかを変化 することによって達成できる。もし、Ｓｖを所望の最大値に保持するとき、ＣＯ の変化はＨＲの変化で達成される。ＴＣＰの両心室は同一の心拍数をもつので、 心室に等しくない心拍出量をもたせるためには、一方の心室（支配的心室）は従 属的心室よりも大きなＳｖをもたねばならない。従って、電子制御装置は、心室 抽出流量を制御するために時間の関数として心室容積を測定し、一方の心室を支 配的心室として選定し、支配的心室が最大拍動容積を維持するように、心拍数を 制御する。最後に、電子制御装置は、他の心室の充満期間の中間に、一方の心室 の拍出の中心を定めて、水圧式作動装置のコンプライアンス・チェンバ内の水圧 による流量偏倚を最小にする。

電子制御装置の設計関数は、次の数学関係式の解析によって最もよく理解できる 。解析は心拍出世は静脈還流量に等しいという本発明のＴＣＰの基本的前提から 開始する。

ＣＯ−Ｖ　Ｒｆ１１ 拍出はサイクルの収縮部分（ｆ）中におこり、また充満は拡張部分（１−ｆ）中 におこる。従って、抽出中の実際平均拍出流ｆｆ１（ＡＥＲ）は ＡＥＲ−Ｃｏ／ｆ　ｔり となり、また、充満中の実際の平均充満流量は、Ａ　Ｆ　Ｒ−Ｖ　Ｒ／　（１− ｆ　）　＋３１従って　（ＡＥＲ）（ｆ）−（ＡＰＲ）（１−ｆ）　＋４）ＡＥ Ｒ−（ＡＰＲ）（１−ｆ）／ｆ　（５１電子制御装置は、支配的心室を完全に充 満させ、また最大心室容積（ＶＶ）を使用して完全にからになるように設計する 。従って、クロック時間Ｔは、所望の充満流量（ＤＦＲ）が ＤＦＲ−ＶＶ／（１−ｆ）Ｔ　＋６） となる。各拍出派遣制御装置（第６図参照）は、それぞれの心室を制御して所望 時間間隔（ｆＴ）中に最終拡張容積（ＥＤＶ）を拍出させる。

Ｄ　Ｅ　Ｒ−Ｅ　Ｄ　Ｖ　／　ｆ　Ｔ　ｆｉ！また電子制御装置は、ＤＥＲ−Ａ ＥＲ及びＤＦＲ＝ＡＰＲとするようにつとめるので、式（４）は（ＤＥＲ）（ｆ ）−（ＤＦＲ）（１−ｆ）　＋８）と書くことができて、式（６）及び式（Ｄを 式（８）に代入しくＥＤＶ／ｆＴ）（ｒ）−［ＶＶ／（１−ｒ）Ｔ］（１−ｒ） 　＋９１が得られ次のようになる。

Ｅ　Ｄ　Ｖ　−Ｖ　Ｖ　ｆｌ（Ｄ 従って、支配的心室の最終拡張容積は、最大心室容積に等しくなる。

心拍出量を静脈還流量に等しくさせる目的は、拍出流量を調整し、各心室の時間 平均血液流出量が心室を充満する平均血液流量に等しくすることによって達成さ れる。

従って、ＣＰＵ７３０は、支配的心室上のホール効実装置７３６からの信号を使 用して、充満流量を決定し、つぎにクロック時間Ｔを調整して、支配的心室が完 全に充満するのに丁度十分な時間が与えられるようにする。

ＣＰＵ７３０はまた、ホール効実装置７３６からの情報を使用して各心室に対す る拍出流量を：ＩｉＸして、多心！がクロック時間Ｔの収縮部分内で完全に空に なるようにする。

好適実施例では、制御装置は重なった拡張を行なう。

特に、４０パ一セント収縮期間（ｆ−０，４）では、制御装置が第９図に示した 理想的容積信号を生じる。第９図では、左心室が早く充満するので支配的心室と 仮定する。秒で表わしたクロック時間Ｔ１及び心拍数（１／Ｔ）は、支配的心室 が（１−ｆ）Ｔ秒で充満できるように調整される。こ）にｆはプリセットしたサ イクル長さに対する収縮割合である。第９図の線Ａ及びＢは、それぞれ左心室の 容積及びクロックを示す。左心室が時間間隔（１−ｆ）Ｔで充満されると、ＣＰ Ｕ７３０はホール効実装置７３６及び調整されたり狸ツタ時間Ｔから得た信号を 使用して、左心室の抽出流通を調整して、ｆＴ秒内に右心室を空にさせる。

同様に従届的必至、すなわち右心室が支配的心室と同一の時間間隔、すなわち（ １−ｆ）Ｔの間充満が許されるが、右心室は完全に充満しない。右心室の容積と クロックとの関係は第９図の線Ｃ及びＤに示す通りである。

ＣＰＩＪ７３０は、右心室上のホール効実装置及び調整されたクロック時量子を 使用して、右心室の抽出流量を調整して、充満の終りの右心室の血液量をｆＴ秒 内に拍出させる。従って、各心室はクロックから自己用に別個に、充満及び拍出 の開始を決定するタイミング信号を得る。

そのほか、クロック時間が経過する前にポンプのから状態がおこると、ホール効 実装″［７３６の発生する信号に応答して、から信号が発生される。

第８図の制御装置で一個の心室に対する動作を仮定した基本的流れ図を第１０図 に示した。２個の心室の動作に必要な追加論理ならびに追加事項の詳細を第１１ 図の流れ図に示した。最初に第１０図の流れ図について説明すると、ｃｐｕの制 御による心変の動作は、拍出モード、充満モード及び誤差補正モードに分けられ る。

拍出モード７５０中、ホール効実装置７３６の発生する容積依存信号がチェック されて、ポンプが空かどうかが決定される。ポンプが空のときは、抽出は停止さ れるが、もしからでないときは、時間Ｔをチェックして抽出のための時間の値（ ｆＴ）が経過したかどうかを決定する。時間が経過したときは、拍出を停止して ただちに充満を開始する。実際の平均拍出流ｆｆ１（ＡＥＲ）は、拍出前の最終 拡張容積（ＥＤＶ）から、拍出前の最終収縮容積を差引き、実際の拍出時間で割 って計算する。

後９者のステップから第１０図の充満モード７６０を開始する。ホール効実装置 ７３６によって得られる信号は、チェックされて、ポンプが充満しているかどう か、又は許された充満時間（１ｆ）ＴＳ＆過したかどうかが決定されたのち、充 満後の最終拡張容積（ＥＤＶ）から充満前の最終収縮容積（ＥＳＶ）を差引き、 実際の充満時間で割ることによって、実際の充満流１（ＡＰＲ）が計算される。

第１０図に示した誤差補正モード７７０は、クロックｉ＋ＩＩ御と拍出流量制御 とに分けられる。クロック時間Ｔは、心室が支配的心室であって、最大平均充１ 流鯖をもつときに限って補正される。新しいクロック時間Ｔは、古いクロック時 間に、クロック制御利得（Ｋｔ）に誤差信号を乗じたものを加えて計算する。誤 差信号は、所望充満流量から実際の充満流量を引いたもの（ＤＦＲ−ＡＰＲ）で あって、所望充満流量は最大心室容積（ＶＶ）を所望充満時間＜１−ｆ）Ｔで割 った値に等しい。クロック時間Ｔが決定されると、所望拍出流！ｆｉ　（ＤＥＲ ）は最終拡張容積（ＥＤＶ）を所望抽出時間（ｆＴ）で割って計算される。第１ ０図の最後のステップから一つ手前のステップに示したように、作動電動機１Ｉ ＩＪＩｌｌ信号（Ｍ、＋１）は前の信号に、電動！ＩＩａｉＩＩ御装置利得（Ｋ 、）に誤差信号を乗じたものを加えて決定される。誤差は、次の所望拍出流ｆｉ （ＤＥＲ）と前の実際の拍出流！＜ＡＥＲ）の差によるものである。

誤差が計算された後の、第１０図の最終ステップでは、拡張のクロック間隔（１ −ｆ）Ｔが経過したかどうかを決定する。この時間間隔が経過するまでは、心室 からの抽出は開始されない。これに反して、クロック時間がすでに経過したとき は、拍出をただちに開始でき、また、その後制御信号が計算されてから数ミリ秒 後に、拍出流量に補正を加えることができる。

一方の心室の充満を対向心室の拍出と同時に行なう詳細な流れ図を第１１図に示 した。左心室の充満は、ステップ８２６で開始してステップ８０４からステップ ８１１まで続くが、これと同時に右心室の抽出がステップ８０１で開始になって ステップ８０７で終る。同様に右心室の充満は、ステップ８０７で開始になって ステップ８３０まで続く。これはステップ８２０で開始しステップ８２６まで続 く左心室の拍出と重なり合う。

第１１図に示した流れ図は、ステップ８０１の右心室の拍出で開始されるが、こ れは右心室の充満期間中におこる。右心室がステップ８０２でからになるか、又 は収縮時間（ｆＴ）がステップ８０３で経過したときは、抽出は停止となる。右 心室がからになる前に右心室が充満されるとき、早期充満フラグがセットされ（ ＦＬＡＧ）、また実際の充満時間（Ｔｆｌ）がステップ８０４からステップ８０ ６までに決定される。実際の充満時間（ＴＨ）が−回だけ決定されるように、早 期充満フラグが使用される。ステップ８０７の拍出の後、右心室の実際拍出流量 がステップ８０８で決定されるが、それは、抽出前の最終拡張容積から拍出後の 最終収縮容積を差引き（ＥＤＶ、、１−ＥＳＶ、ｎ＞　、その結果をざらに実際 拍出時間（Ｔ、−で割ることにより得られる。

早期充満フラグはステップ８０９でも再チェックされるが、もしセットされてい るときは、左心室がすでに充満されていることを意味するので、実際の充満流量 はステップ８１４で計算される。もしも左心室が充満されてないときは、フラグ は１に等しくないので、右心室のチェックが続けられて、ステップ８１０で充満 されたかとうか、又はステップ８１１で拡張期間（１−ｆ）Ｔ、が経過したかど うかが決定される。そこで右心室の実際の充′ａ流量（ＡＰＲ，。）は、充満後 の最終拡張容積に等しい充満中の血液容積から充満前の最終収縮容積を差引いた ものを、ステップ８１４における実際充満時間で割ることによって決定される。

ステップ８１５で、左心室が支配的であるかどうか、すなわち、左心室の平均充 満流ｆｉ（ＡＰＲ，）が右心室の平均充満流ｆｉ（ＡＰＲ，）より大きいかどう かがテストされ決定される。クロック間隔、すなわちナイクル長さＴ　は、右心 室が支配的であるときに限って変化される。その目的は、サイクル長さ、すなわ ち、クロック時間Ｔｎを調整して、ステップ８１６における所望充満流量が最大 心室容積ｖ■を拡張期間（１−ｆ）Ｔｏで割った値に等しくさせる。これは支配 的心室が完全に充満するのに丁度十分な時間をもつことを確実にする。新しいり ａツクｉ間（Ｔｏ＋１）は、まえの時１（Ｔｏ）にクロック制御装置利得（Ｋｔ ）に誤差信号を掛けた値を加えて決定されることはステップ８１７に示す通りで ある。

誤差信号は、ステップ８１６からの所望充満ａｍとステップ８１４からの実際充 満流層との差である。一旦すイクル長さＴ。がわかると、新しい所望拍出流量（ ＤＥＲ，。。、）はステップ８１８で最終拡張容積、すなわち、拍出される血液 量を抽出に許される新しい時間（ｆＴ、＋１＞の値で割って決定される。そのと き、左心室に対する新しい電動機料ｔ１０１１圧（Ｍ　）は、まえｉｎ＋１ の電動機制御電圧に、誤差信号と電動機制御利得を掛けたものを加えて決定され ることはステップ８１９に示す通りである。誤差信号は次の所望拍出流量（ＤＥ Ｒ，。＋１）とまえの実際の拍出流！（ＡＥＲ，。）との差である。ステップ８ １３は、一方の心室の拍出期間の中心を他方の心室の拡張期間の中間に合せるた めに使用される。このようにして左心室の拍出は、ステップ８２０で開始準備が できるが、右心室は充満を続ける。

ステップ８２０から８３８までの右心室の抽出及び右心室の抽出に対する新しい 電！ＩＪ機υＩＩＸＩ電圧（Ｍｌ、や、）の計算は、左心！に対するステップ８ ０１か６８１９までと並列に行われる。また、ステップ８３２は一方の心室の抽 出期間の中心を他方の心室の拡張期間の中心と合せるためである。このステップ はステップ８１３に対応する。

左心室充満流量の１段階増加及び１段階減少に対する左右心室の応答についての 理想化した波形を第１２図及び１３図に示した。第１２図のｉｌＡ及びＢに示し たように、左心室はクロックの時間間隔Ｔ。が経過する前に充満になる。その結 果、！１１１１１装置は、ＣＰＵ７３０を通して新しいクロック時間（Ｔｏ＋１ ）を計算するが、この新しいクロック時間は心拍数を増加するので、支配的心室 である左心室が完全に充満するのに丁度十分な時間を許すことになる。その場合 には、線Ｃ及びＤに示したように、心拍数の変化によって右心室は完全には充満 されない。

第１３図のＩＩＡ及びＢに、左心室充満流量の一段階減少を示した。第１１図の ステップ８１１に従って、ＴＣＰ制御装置のＣＰＵ７３０は実際の充満流量の計 算に移る前に、時間間隔の経過を待つ。第１３図の線Ｃ及びＤに示したように右 心室は正規の動作を続けるので、唯一の変化は左心室がもはや完全に充満されな いことである。

要約すると、第８図に示した電子制御装置は、ＴＣＰへの静脈速流量に応答して 、心拍出世が静脈還流徂に等しくなるようにＴＣＰを制御する。この制御は支配 的心室の充ｉ流ｍに従ってＴＣＰの心拍数を調整して行って支配的心室が完全に 充満されるのに丁度十分な時間を与える。言い遠えると、支配的心室の最終拡張 容積が最大心室容積と等しくなるように’／Ｉｌ’ｄｌされる。左右心室の拍出 流量は、ポンプ電動機用の適当な制御信号を発生することによって調整されたク ロック時間によって決定された収縮時間間隔中にすべての血液を拍出するように 調整される。これらのポンプ電動機は血液ポンプチェンバの作動装置を駆動する 。

本発明の特定の実施例についてこ）に説明したが、当業者には多くの変形を考え つくことを理解されたい。従って、本発明の範囲は、添付した請求の範囲によっ てのみ限定されるべきである。

ＦＩＧ、　Ｉ／Ａ。

Ｆ／θ〃θ 国際調量報告 ＋ｍｓ、−ａ＋、ｅ＊ａ、Ａａｍｃ、＋、−、ｌ、Ｉｅ、ＰＣＴ／ＩｊＳ　８５ １００５６０

Claims (44)

【特許請求の範囲】
1. １．少くとも１個の血液ポンプ・チエンバに原動力を供給する埋植可能な水圧式 作動装置との組合せであつて、前記水圧式作動装置には、作動流体貯蔵器、前記 作動流体貯蔵器と流体連通する作動チエンバ、及び前記作動流体貯蔵器と前記作 動チエンバとに流体連通して前記作動流体貯蔵器から前記作動チエンバに流体を ポンプ送出し、前記血液ポンプ・チエンバから血液を拍出させる作動流体ポンプ を含んでおり二そしτ電子制御装置が、前記血液ポンプチエンバに結合し、前記 血液ポンプチエンバを充満しまた空虚にする期間中、時間の関数として前記血液 ポンプチエンバ中の血液の容積を決定して容積信号を発生する検知装置； 前記検知装置に結合し、前記検知装置からの容積信号の関数として前記血液ポン プチエンバの充満流量を決定し、また。前記血液ポンプチエンバの心拍数を充満 流量の関数として調整して前記血液ポンプチエンバ内が所望レベルまで充満され るのに丁度十分な時間を与えるクロツク制御装置； 前記検知装置及び前記クロツク制御装置に結合し、前記血液ポンプチエンバの調 整された心拍数及び容積信号の関数として前記血液ポンプチエンバの拍出流量を 調整し、また、前記血液ポンプチエンバの調整された拍出流量に従つて前記血液 ポンプチエンバからの血液の拍出を制御する制御信号を発生する拍出流量制御装 置；ならびに、 前記拍出流量制御装置に結合して前記作動流体ポンプを駆動するポンプ電動機装 置で、前記ポンプ電動機装置は前記拍出流星装置からの制御信号に応答して前記 作動流体ポンプに前記血液ポンプチエンバからの血液を調整された拍出流量に従 つて拍出することを可能とさせる前記ポンプ電動機装置； を含んでなる前記の人工心臓用電子制御装置。
2. ２．少くとも１個の血液ポンプチエンバに原動力を供給する埋植可能な水圧式作 動装置との組合せにおいて、前記水圧式作動装置に、作動流体貯蔵器、前記作動 流体貯蔵器と流体連通する作動チエンバ、及び前記作動流体貯蔵器と前記作動チ エンバとに流体連通して前記作動流体貯蔵器から前記作動チエンバに流体をポン プ送出し、前記血液ポンプチエンバから血液を拍出させる作動流体ポンプを含み ；電子制御装置が、 前記血液ポンプチエンバに結合し、前記血液ポンプチエンバを充満しまた空虚に する期間中、時間の関数として前記血液ポンプチエンバ中の血液の容積を決定し て容積信号を発生する検知装置； 前記検知装置に結合して前記検知装置からの容積信号に応答して制御信号を発生 するプログラムによるマイクロプロセツサ制御装置で、前記プログラムによるマ イクロプロセツサ装置には、容積信号に応答して前記血液ポンプチエンバの充満 流量を決定し、充満流量に応答して前記血液ポンプチエンバの心拍数を調整し、 前記血液ポンプチエンバが所望のレベルまで充満するのに丁度十分な時間を与え るクロツク制御装置及び調整された心拍数と容積信号に応答し、前記血液ポンプ チエンバ中の血液が調整された心拍数に従つて拍出されるように前記血液ポンプ チエンバの血液拍出流量を調整する制御信号を発生する拍手流量制御装置を含む 前記のプログラムによるマイクロプロセツサ制御装置；及び 前記プログラムによるマイクロプロセツサ制御装置に結合して前記作動流体ポン プを駆動するポンプ電動機装置で、前記ポンプ電動機装置は前記プログラムによ るマイクロプロセツサ制御装置からの制御信号に応答して前記作動流体ポンプが 前記血液ポンプチエンバからの血液を調整された拍出流量に従つて拍出すること を可能とする前記のポンプ電動機装置； を含んでなる前記の人工心臓用電子制御装置。
3. ３．少くとも１個の血液ポンプチエンバに原動力を供給する埋植可能な水圧式作 動装置との組合せにおいて、前記水圧式作動装置に、作動流体貯蔵器、前記作動 流体貯蔵器と流体連通する作動チエンバ、及び前記作動流体貯蔵器と前記作動チ エンバとに流体連通して前記作動流体貯蔵器から前記作動チエンバに流体をポン プ送出し、前記血液ポンプチエンバから血液を拍出させる作動流体ポンプを含み ；電子制御装置が、 前記血液ポンプチエンバに結合し、時間の関数として前記血液ポンプチエンバ中 の血液の容積に比例する信号を発生する検知装置； 前記検知装置に結合し、前記検知装置からの容積比例信号に応答した制御信号を 発生するデータプロセツサ装置で、前記データプロセツサ装置は容積比例信号に 応答して前記血液ポンプチエンバの充満流量を決定し、また前記血液ポンプチエ ンバの心拍数を調整し前記血液ポンプチエンバが所望のレベルまで充満するのに 丁度十分な時間を与え、また、前記データプロセツサ装置が前記血液ポンプチエ ンバの血液拍出流量を調整する制御信号を発生して前記血液ポンプチエンバ内の 血液が調整された心拍数に従つて拍出可能とする前記のデータプロセツサ装置； 及び 前記データプロセツサ装置に結合して前記作動流体ポンプを駆動するポンプ電動 機装置で、前記ポンプ電動機装置は、前記データプロセツサ装置からの制御信号 に応答して前記作動流体ポンプに前記血液ポンプチエンバからの血液を調整され た拍出流量に従つて拍出することを可能とする前記のポンプ電動機装置； を備えてなる前記の人工心臓用電子制御装置。
4. ４．請求の範囲第１項記載の装置において、前記水圧式作動装置が支配的及び従 属的な血液ポンプチエンバに原動力を供給し、前記の支配的血液ポンプチエンバ は最高の充満流量をもつ血液ポンプチエンバであり、前記電子制御装置は、前記 支配的血液ポンプチエンバの充満流量に応答して前記支配的及び従属的の血液ポ ンプチエンバの心拍数を制御して，前記支配的血液ポンプチエンバが完全に充満 するのに丁度十分な時間を与え、前記電子制御装置は、また、制御信号を発生し て、前記支配的及び従属的の血液ポンプチエンバからの調整された心拍数及び容 積信号に従つて前記支配的及び従属的の血液ポンプチエンバの血液拍出流量を制 御し、前記ポンプ電動機装置は前記作動流体ポンプを駆動して前記支配的及び従 属的血液ポンプチエンバから調整された拍出流量に従つて血液を拍出させる前記 の人工心臓用電子制御装置。
5. ５．請求の範囲第４項記載の装置において、前記電子制御装置が前記各血液ポン プチエンバの各々に結合したセンサ装置からの容積信号に応答して、前記血液ポ ンプチエンバのうちのどちらが最高の充満流量をもつかを決定し、前記電子制御 装置が最高の充満流量をもつ血液ポンプチエンバを前記支配的血液ポンプチエン バとして選択する前記の人工心臓用電子制御装置。
6. ６．請求の範囲第５項記載の装置において、前記支配的及び従属的の血液ポンプ チエンバを交互に駆動する前記の人工心臓用電子制御装置。
7. ７．請求の範囲第６項記載の装置において、前記支配的及び従属的の血液ポンプ チエンバが同一の収縮及び拡張の時間間隔をもつ前記の人工心臓用電子制御装置 。
8. ８．請求の範囲第７項記載の装置において、前記の収縮時間間隔が前記血液ポン プチエンバの拡張時間間隔に等しい前記人工心臓用電子制御装置。
9. ９．請求の範囲第６項記載の装置において、前記支配的及び従属的の血液ポンプ チエンバの拡張時間間隔が重なり合う前記の人工心臓用電子制御装置。
10. １０．請求の範囲第４項記載の装置において、前記電子制御装置が前記支配的及 び従属的の血液ポンプチエンバの拍出流量を反復的に調整して、前記支配的及び 従属的の血液ポンプチエンバの各々に割当てられた次の収縮時間間隔中の血液の 拍出に使用する前記の人工心臓用電子制御装置。
11. １１．請求の範囲第１項記載の装置において、前記電子制御装置が前記電子制御 装置に電力を供給する電力装置を備え、前記電力装置は皮下の二次コイルと誘導 的に結合する外部一次コイルを含んで、患者のそのまま皮膚をこえて電力を伝送 する前記の人工心臓用電子制御装置。
12. １２．請求の範囲第１項記載の装置において、前記血液ポンプチエンバに可撓性 プラツタを含み、また前記検知装置には前記可撓性プラツタ上に取付けた磁石と 前記血液ポンプチエンバ上に取付けた少くとも１個のホール効果装置とを備えて 、前記磁石の位置の変化を検出して前記可撓性プラツタの変位を検出し、前記ホ ール効果装置は前記磁石の位置の瞬時的変化に従つて時間の関数として容積信号 を発生する前記の人工心臓用電子制御装置。
13. １３．身体の要求に応じて充満する少くとも１個の血液ポンプチエンバと前記ポ ンプチエンバからの血液を拍出する作動装置とを具備する埋植可能人工心臓にお いて、前記作動装置を制御する電子制御装置が、前記血液ポンプチエンバに結合 して、前記血液ポンプチエンバ内の血液の容積を時間の関数として決定し、また 容積に比例する信号を発生する検知装置；前記検知装置に結合して前記容積に比 例する信号から前記血液ポンプチエンバの充満流量を決定し、前記血液ポンプチ エンバのクロツク時間を充満流量の関数として調整して前記血液ポンプチエンバ に所望レベルまで充満するのに丁度十分な時間を与え、また前記電子制御装置が 前記血液ポンプチエンバの血液拍出流量を調整されたクロツク時間に応じて調整 する制御信号を発生する前記の電子制御装置；及び 前記制御装置に結合して前記制御装置からの制御信号に応答して前記作動装置を 駆動して、前記血液ポンプチエンバからの血液を調整された血液拍出流量に従つ て拍出させる駆動装置； を含んでなる前記の埋植可能な人工心臓。
14. １４．請求の範囲第１３項記載の人工心臓において、前記制御装置が電子論理制 御装置を含む人工心臓。
15. １５．請求の範囲第１４項記載の人工心臓において、前記電子論理制御装置にプ ログラムによるマイクロプロセツサ装置を含む人工心臓。
16. １６．請求の包囲第１５項記載の人工心臓において、第１血液ポンプチエンバと 第２血液チエンバとを備え、前記プログラムによるマイクロプロセツサ装置は、 前記第１及び第２の血液ボンブチエンバの充満流量を決定する装置を含んで、前 記第１及び第２の血液ポンプチエンバのうち一方の最大充満流量をもつものを支 配的血液ポンプチエンバと他方を従属的血液ポンプチエンバと選定する、人工心 臓。
17. １７．請求の範囲第１６項記載の人工心臓において、前記プログラムによるマイ クロプロセツサ装置が前記支配的血液ポンプチエンバの充満流量に応答して前記 支配的及び従属的の血液ポンプチエンバの心拍数を制御して、前記支配的血液ポ ンプチエンバに対し完全に充満するのに丁度十分な時間を与える人工心臓。
18. １８．請求の範囲第１７項の人工心臓において、前記の支配的及び従属的の血液 ポンプチエンバが前記プログラムによるマイクロプロセツサ装置によつて交互に 駆動される人工心臓。
19. １９．請求の範囲第１８項記載の人工心臓において、前記支配的及び従属的の血 液ポンプチエンバが同一の収縮及び拡張時間間隔をもつように前記マイクロプロ セツサ装置がプログラムされる人工心臓。
20. ２０．請求の範囲第１９項記載の人工心臓において、収縮時間間隔が前記血液ポ ンプチエンバの拡張時間間隔に等しい人工心臓。
21. ２１．請求の範囲第１８項記載の人工心臓において、前記支配的及び従属的の血 液ポンプチエンバの拡張時間間隔が重なり合う人工心臓。
22. ２２．請求の範囲第１７項記載の人工心臓において、前記プログラムによるマイ クロプロセツサ装置が、支配的及び従属的の血液ポンプチエンバの拍出流量を反 復調整して、前記支配的及び従属的の血液ポンプチエンバに割当てられた次の収 縮時間間隔中の血液の拍出に使用する人工心臓。
23. ２３．請求の範囲第１３項記載の人工心臓において、前記電子制御装置には、電 力を前記電子装置に供給する電力装置を含み、該電力装置には、皮下の２次コイ ルに誘導結合する外部１次コイルを含んでいて、患者のそのままの皮膚を介して 電力を転送する人工心臓。
24. ２４．請求の範囲第１５項記載の人工心臓において、前記血液ポンプチエンバに 可動性プラツタを含み、また前記検知装置には前記可撓性プラツタ上に取付けた 磁石及び前記血液ポンプチエンバ上に取付けた少くとも１個のホール効果装置を 含み、前記磁石の位置の瞬時変化を検出して前記可撓性プラツタの瞬時変位を検 出し、前記ホール効果装置が前記磁石の位置の瞬時変化に従つて、時間の関数と して容積信号を発生する人工心臓。
25. ２５．請求の範囲第２４項記載の装置において、前記プログラムによるマイクロ プロセツサ装置に、読取り専用記憶装置（ＲＯＭ）と中央処理装置（ＣＰＵ）と を備え、前記読取り専用記憶装置は、前記ホール効果装置からの位置信号と、時 間の関数としての前記血液ポンプチエンバ中の血液の容積との相関関係を示す索 引表を記憶しておき、また前記中央処理装置は、この索引表にアクセスして首記 血液ポンプチエンバ中の血液の容積を決定する人工心臓。
26. ２６．請求の範囲第１３項記載の人工心臓において、前記駆動装置がプラシレス 直流電動機である人工心臓。
27. ２７．請求の範囲第２６項記載の人工心臓において、前記電子制御装置に、前記 プラシレス直流電動機の方向変換用装置を含む人工心臓。
28. ２８．請求の範囲第２７項記載の人工心臓において、前記方向変換用装置に逆起 電力制御回路を備える人工心臓。
29. ２９．請求の範囲第２６項記載の人工心臓において、前記プログラムによるマイ クロプロセツサ装置が前記電動機の速度を変化させる制御信号を発生する人工心 臓。
30. ３０．請求の範囲第２９項記載の人工心臓において、前記電子制御装置には、前 記クマイクロプロセツサ装置に結合して制御信号をアナログ信号に変換するデイ ジタル・アナログ変換器、前記変換器に結合じて速度制御信号を発生する速度制 御回路、及び前記速度制御信号に応答して前記ポンプ電動機装置の速度を変化さ せる電動機駆動回路を備えて成る人工心臓。
31. ３１．請求の範囲第１５項記載の人工心臓において、前記電子制御装置には、前 記検知装置と前記マイクロプロセツサ装置との間にアナログ・デイジタル変換器 を備えて成る人工心臓。
32. ３２．請求の範囲第１５項記載の心臓において、前記マイクロプロセツサ装置が 容積信号に応答して、前記血液ポンプチエンバが空虚のとき、又は調整された心 拍数によつて定められた収縮時間間隔が経過したとき、前記血液ポンプチエンバ からの血液の拍出を停止させるように構成された人工心臓。
33. ３３．請求の範囲第１５項記載の人工心臓において、前記マイクロプロセツサ装 置が容積信号に応答し、いつ前記血液ポンプンチチエンバがが充満したかを検出 して、前記血液ポンプチエンバが充満したとき、又は調整された心拍数によつて 定められた拡張時間間隔が経過したとき、前記マイクロプロセツサ装置が前記血 液ポンプチエンバから血液の拍出を開始するように構成されている人工心臓。
34. ３４．請求の範囲第１５項記載の人工心臓において、前記マイクロプロセツサ装 置が調整されたクロツク時間と血液拍出流量とを計算して、前記血液ポンプチエ ンバの最終拡張容積を最大心室容積と等しくさせ、また心拍出量を静脈帰還量に 等しくさせるように構成された人工心臓。
35. ３５．請求の範囲第１５項記載の人工心臓において、前記マイクロプロセツサ装 置が容積信号から前記血液ポンプチエンバの実際充満流量を決定し、最大心室容 積及び拡張時間間隔の関数として所望充満流量を計算し、また前記マイクロプロ セツサ装置は、所望充満流量と実際の流量との差の関数として調整されたクロツ ク時間を決定するように構成された人工心臓。
36. ３６．請求の範囲第１５項記載の人工心臓において、前記マイクロプロセツサ装 置が容積信号から前記血液ポンプチエンバの実際拍出流量を決定し、最終拡張容 積と収縮時間間隔の関数として所望拍出流量を計算し、また、前記マイクロプロ セツサ装置が所望拍出流量と実際の拍出流量との差の関数として制御信号を発生 するように構成された人工心臓。
37. ３７．請求の範囲第１７項記載の人工心臓において、前記マイクロプロセツサ装 置が前記従属的心室の収縮時間間隔の中心を前記支配的心室の拡張時間間隔の中 心と一致させ、またその逆の関係において中心を一致させるように構成された人 工心臓。
38. ３８．身体の要求に応答して血液を受け入れる支配内心室及び従属的心室、なら びに前記支配的心室及び従属的心室から血液を拍出させる作動装置を備える完全 人工心臓において前記作動装置を制御する電子制御装置であつて：前記電子制御 装置が、 前記支配的心室に結合して、前記支配的心室内の血液の容積を時間の関数として 決定する第１の検知装置；前記従属的心室に結合して前記従属的心室内の血液の 容積を時間の関数として決定する第２の検知装置；前記第１の検知装置に結合し て、前記支配的心室中の血液の容積から前記支配的心室の充満流量を時間の関数 として決定し、また前記支配内心室の充満流量に応答して前記人工心臓の心拍数 を調整して前記支配的心室に対し完全に充満するのに丁度十分な時間を与えるプ ログラムによるマイクロプロセツサ装置で、前記マイクロプロセツサ装置は、ま た、調整された心拍数に応答して前記支配的心室の血液拍出流量を調整する第１ 制御信号を発生し、さらに、前記プログラムによるマイクロプロセツサ装置は、 前記第２センサ装置に結合して、調整された心拍数及び前記従属的心室中の血液 容積に応答して前記従属的心室の血液拍出流量を調整する制御信号を発生する前 記のプログラムによるマイクロプロセツサ装置；及び 前記プログラムによるマイクロプロセツサ装置に結合して前記作動装置を駆動す るポンプ電動機装置で、前記ポンプ電動機装置は、前記プログラムによるマイク ロプ口セツサ装置からの第１及び第２の制御信号に応答して、前記支配的及び従 属的の心室からの血液を前記各心室に対する調整された拍出流量に従つて拍出さ せる前記のポンプ電動機装置； を備えてなる前記の人工心臓用電子制御装置。
39. ３９．身体の要求の応答して血液を受け入れる支配的心室及び従属的心室ならび に前記支配的心室及び従属的心室から血液を拍出させる作動装置を備える埋植可 能な完全人工心臓において前記作動装置を制御する電子制御装置であつて；前記 電子制御装置が、 前記支配的心室に結合して前記支配的心室内の血液の容積を時間の関数として決 定する第１検知装置；前記従属的心室に結合して前記徒属的室内の血液の容積を 時間の関数として決定する第２検知装置；前記第１及び第２の検知装置に結合し て、前記支配的及び従属的の心室の充満流量を前記両心室の血液の容積から時間 の関数として決定する制御装置で、前記制御装置がクロツク制御装置を含んで、 前記人工心臓の心拍数を前記支配的心室の充満流量に応答して調整し、前記支配 的心室に対し、完全に充満するのに丁度十分な時間を与え、また前記の制御装置 には前記支配的心室の血液拍出流量を調整された心拍数に従つて調整する第１制 御信号を発生する第１拍出流量制御装置、及び、前記従属的心室の血液拍出流量 を調整された心拍数及び前記従属的心室内の瞬時血液の容積に従つて調整する第 ２制御信号を発生する第２拍出流量を含む前記の制御装置；ならびに、 前記制御装置に結合して前記作動装置を駆動するポンプ電動機装置で、前記ポン プ電動機装置は前記制御装置からの第１及び第２の制御信号に応答し前記支配的 及び従属的心室からの血液を各心室に対して調整された血液拍出流量に従つて拍 出させる前記のポンプ電動機装置；を備えて成る前記の人工心臓用電子制御装置 。
40. ４０．血液ポンプチエンバ及び前記血液ポンプチエンバに血液を拍出させる作動 装置を備える埋植可能な人工心臓用の電子制御装置であつて；前記電子制御装置 が、前記血液ポンプチエンバに結合して前記血液ポンプチエンバ内の血液容積を 時間の関数として決定する検知装置； 前記検知装置に結合して前記作動装置を制御するために制御信号を発生する制御 装置であつて、前記制御装置には時間の関数として前記血液ポンプチエンバ中の 血液の容積に応答して前記血液ポンプチエンバの充満流量を決定して充満流量に 応答して前記人工心臓の心拍数を調整して、前記血液ポンプチエンバに対して完 全に充満するのに丁度十分な時間を与えるクロツク制御装置を含み、また前記制 御装置は調整された心拍数の関数として前記血液ポンプチエンバの血液拍出流量 を調整する制御信号を発生する拍出流量制御層を含む前記の制御装置；及び前記 制御装置に結合するポンプ電動機装置で、前記ポンプ電動機装置は前記制御装置 からの制御信号に応答して前記作動装置を制御し、前記血液ポンプチエンバから の血液を前記血液ポンプチエンバに対する調整された血液拍出流量に従つて拍出 させる前記のポンプ電動機装置；を備えて成る前記の電子制御装置。
41. ４１．支配的心室及び従属的心室ならびに前記支配的心室及び従属的心室に血液 を拍出させる作動装置を備える埋植可能な完全人工心臓用の電子制御装置であつ て；前記電子制御装置が、 前記支配的心室に結合して、前記支配的心室内の血液の容積を時間の関数として 決定する第１検知装置；前記従属的心室に結合して、前記従属的心室内の血液の 瞬時的容積を時間の関数として決定する第２の検知装置； 前記の第１及び第２の検知装置に結合して、前記支配的及び従属的の心室の充満 流量を前記心室中の血液の容積に従つて時間の関数として決定する制御装置であ つて、前記制御装置はクロツク制御装置を含んで前記支配的心室の充満流量に応 答して前記人工心臓の心拍数を調整して前記支配的心室に対し完全に充満するの に丁度十分な時間を与え、また前記制御装置は、第１拍出流量制御装置を含み、 第１制御信号を発生して、前記支配内心室の血液拍出流量を調整された心拍数に 従つて調整し、また第２拍出流量制御装置を含み、第２制御信号を発生して前記 従属的心室の血液拍出流量を調整された心拍数及び前記従属的心室内の血液の容 積に従つて調整する前記の制御装置；及び 前記の制御装置に結合して前記作動装置を駆動するポンプ電動機制御装置であつ て、前記電動機装置が前記制御装置からの第１及び第２の制御信号に応答して前 記作動装置を制御して前記各心室に対する調整された拍出流量に従つて、前記支 配的心室及び従属的心室から血液を拍出させる前記のポンプ電動機制御装置；を 備えて成る前記人工心臓用電子制御装置。
42. ４２．２個の血液ポンプチエンバのうち１個が支配的血液ポンプチエンバである 前記２個の血液ポンプチエンバ、前記各血液ポンプチエンバに結合して前記血液 ポンプチエンバ中の血液の容積に比例する容積信号を瞬間の関数として発生する 検知装置、前記血液ポンプチエンバに血液を拍出させる作動装置、及び前記血液 ポンプチエンバを駆動するポンプ電動機装置を備える人工心臓の動作を制御する データ処理装置を含む電子制御装置において；前記データ処理装置が、 前記検知装置に結合して前記検知装置から容積比例信号を受信する入力装置； 前記入力装置に結合して前記血液ポンプチエンバの充満流量を容積比例信号に応 答して決定し、前記支配的血液ポンプチエンバの充満流量に応答して前記人工心 臓の心拍数を調整して、前記支配的血液ポンプチエンバに対して所望レベルまで 充満するのに丁度十分な時間を与えるクロツク制御装置； 前記血液ポンプチエンバのそれぞれに対する拍出流量制御装置であつて、前記拍 出流量制御装置は前記クロツク制御装置に結合して、制御信号を発生して、調整 された心拍数及び容積比例信号に従つて前記血液ポンプチエンバの血液拍手流量 を調整して各心拍サイクル中、前記人工心臓の心拍出量を静脈帰還量と等しくさ せる前記の拍出流量制御装置；及び 前記拍出流量制御装置に結合して制御信号を前記ポンプ電動機装置に伝送する出 力装置； を含む前記のデータ処理装置； を備えて成る前記の人工心臓用電子制御装置。
43. ４３．身体の要求に応じて血液を受け入れる支配的心室及び従属的心室、前記支 配的及び従属的心室から血液を拍出させる作動装置、ならびに前記作動装置を駆 動するポンプ電動機装置を備える埋植可能な完全人工心臓における電子制御装置 を動作せしめる方法であつて；該方法が 前記支配的心室及び従属的心室内の血液の容積を時間の関数として検出して、容 積を表わす容積信号を時間の関数として発生すること； 容積信号から前記心室の充満流量を決定すること；前記支配的心室の充満流量の 関数として前記人工心臓の心拍数を調整して、前記支配的心室に対し、所望レベ ルに充満するのに丁度十分な時間を与えること；調整された心拍数に従つて、前 記支配的心室の拍出流量を調整する第１制御信号を発生すること；調整された心 拍数及び前記従属的心室からの容積信号に従つて前記従属的心室の拍出流量を調 整する第２制御信号を発生すること；及び 第１及び第２の制御信号によつて前記のポンプ電動機装置及び前記の作動装置を 制御し、それにより前記支配的心室及び従属的心室それぞれの拍出流量を制御す ること； の端段階を含んで成る前記人工心臓用の電子制御装置の動作方法。
44. ４４．支配的心室と従属的心室、前記心室から血液を拍出させる作動装置及び前 記作動装置を駆動するポンプ電動機を備える完全人工心臓をマイクロコンピユー タの補助によつて動作せしめる動作方法であつて；前記支配内心室及び従属的心 室内の血液の容積の容積情報を時間の関数として前記マイクロコンピユータに与 えること； 容積情報から前記支配的心室および従属的心室の実際の充満流量を決定すること ； 前記支配的心室の実際の充満流量の関数として前記人工心臓の心拍数を反復調整 して前記支配的心室の最終拡張容積を最大心室容積と等しくさせること；調整さ れた心拍数及び容積情報に従つて前記支配的心室及び従属的心室の所望拍出流量 を反覆して計算して心拍出量を静脈帰還量と等しくし、また心拍出量が調整され た心拍数によつて許される収縮時間間隔内に発生するようにすること； 計算した拍出流量に従つて前記ポンプ電動機装置に対する制御信号を反復して計 算すること；及び前記ポンプ電動機装置に制御信号を送出して前記作動装置を駆 動して、計算した拍出流量に相当する拍出流量で前記支配的心室及び従属的心室 から血液を拍出させること； の各段階を含んで成る前記完全人工心臓の動作方法。