(57)【要約】  埋め込み可能なポンプに対する生理学的な制御方法及びシステムは、ポンプを所定測度で運転し、患者の心拡張期のポンプフロー速度をモニターすることを含む。前記所定の速度は、心拡張期のポンプフロー速度に応答して変更される。そのポンプ速度は更に患者の心拍数に応答して調節される。その速度は、心拡張期のポンプフロー速度の変化に応答して増減され、そして、心拍数の増大に応答して増大される。
2005514973.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者に埋め込みの血液ポンプを制御する方法であり、
ポンプを所定の速度で運転し、
患者の心拡張期のポンプフロー速度をモニターし、そして
心拡張期のポンプフロー速度に応答して前記所定の速度を変更することを備える方法。
【請求項２】
患者の心拍数をモニターし、そして
心拡張期のポンプフロー速度または心拍数の少なくとも一つに応答して前記所定の速度を変更することを備える請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記所定の速度を変更することは、心拡張期のポンプフロー速度の増大に応答してポンプ速度を増大することを含む請求項１記載の方法。
【請求項４】
前記所定の速度を変更することは、心拍数の増大に応答してポンプ速度を増大することを含む請求項２記載の方法。
【請求項５】
前記所定の速度を変更することは、心拡張期のポンプフロー速度の低下に応答してポンプ速度を低下することを含む請求項１記載の方法。
【請求項６】
前記所定の速度を変更することは、心拍数の増大に応答してポンプ速度を増大することを含む請求項２記載の方法。
【請求項７】
ポンプと、
血液フロー速度信号を受け取るための入力部を有するコントローラとを備え、
そのコントローラは、ポンプ血液フロー速度信号から心拡張期のポンプフロー速度を抽出し、そして、心拡張期のポンプフロー速度に応答してポンプの速度を変更するために、ポンプに制御信号を与えるポンプシステム。
【請求項８】
フロー速度信号を与えるための出力部を有する埋め込み可能なフロー測定デバイスを更に備える請求項７記載のポンプシステム。
【請求項９】
前記コントローラは、心拍数の変化に応答してポンプ速度を変更するように更にプログラムされている請求項７記載のポンプシステム。
【請求項１０】
前記コントローラは、心拡張期のポンプフロー速度の増大に応答してポンプ速度を増大するようにプログラムされている請求項７記載のポンプシステム。
【請求項１１】
前記コントローラは、心拡張期のポンプフロー速度の低下に応答してポンプ速度を低下するようにプログラムされている請求項７記載のポンプシステム。
【請求項１２】
前記コントローラは、心拡張期のポンプフロー速度または心拍数の少なくとも一方の増大に応答してポンプ速度を増大するようにプログラムされている請求項９記載のポンプシステム。
【請求項１３】
前記コントローラは、心拡張期のポンプフロー速度の低下に応答してポンプ速度を低下するようにプログラムされている請求項１２記載のポンプシステム。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
関連した出願への相互文献
本明細書は、2002年1月7日に出願された米国の仮特許出願60/346,721番の権利を請求するものであり、その全内容が参考にして組込まれる。
【０００２】
発明の背景
１.発明の分野
この発明は、一般的に埋め込み、又は埋め込み可能な血液ポンプ・システムに関し、特に、このようなポンプと連携する心室の破壊の開始および/または存在を検出するための方法および装置に関する。
【０００３】
２.関連技術の説明
一般に、埋め込み可能な血液ポンプ・システムは２つの状況のどちらかで使用される。第１に、埋め込み可能な血液ポンプは、適切に機能していない人間の心臓に完全に取り替えられる時か、または第２に、埋め込み可能な血液ポンプは、ポンプ機能が不適切な速度であるが、まだその心臓が機能している患者の中の血液循環を増強する時である。
【０００４】
例えば、U.S特許6,183,412号(これは本発明の譲受人に譲渡され、その全体を参照してここに組込まれる)は、商業上"DeBakey VAD"で登録商標されている心室支援装置(VAD)を開示している。そのVADは、心臓病に苦しむ患者に追加的な血液流を供給することを目指した、小型化された連続軸流ポンプである。その装置は、左心室の頂部と大動脈の間に取り付けられる。
【０００５】
前もって定義した速度がセットされ、フロー速度がポンプを横切る圧力差によって変わる場合、既知の埋め込み可能な血液ポンプ・システムは、典型的には開ループの様式で制御される。ポンプはそれ自体、閉ループの様式で制御されてもよく、実際のポンプ速度がモータコントローラにフィード・バックされ、所望の前もって定義した速度と比較され、それに従ってポンプを調節する。しかしながら、先行技術の閉ループコントロールシステム(モニターされた生理学的パラメータに応じてポンプ速度を変更)は大部分で不十分であった。
【０００６】
例えば、いくつかのシステムは、生理学的な制御トリガとして、患者の心拍数またはパルスを用いることを試み、ポンプ速度の設定ポイントは患者の心拍数に応じて変えられる。他のシステムは、信号の平均値に関し、又はポンプ速度に関し、VADポンプのフローまたは電流信号の変化に基づきポンプ速度を変えることを試みる。例えば“脈打ち指数”は例えば、(信号MAX−信号MIN／信号MEAN)から求められて、所定のしきい値と比較され、そしてポンプ速度が変更される。
【０００７】
不運にも、生理学的の制御パラメータは、患者レベルの活動、つまり増加した血液フローに対する患者の要求に比例して変化しないので、これらの生理学的制御方法は、適切な閉ループ制御パラメータを提供していない。さらに、患者の心拍数が運動で増加しているかもしれないのに、心拍数は、薬物治療あるいはペーシング装置のような他の要因により制御されるかもしれない。またさらに、患者は、重要な生来の心拍数機能を持たず、増加した血液フローに対する身体の要求に応答して、心拍数が増大するのを妨げる。従って、心拍数は単独では満足な生理学的な制御パラメータを提供しないかもしれない。この発明は、従来技術に関係した欠点に対処する。
【特許文献１】米国の仮特許出願60/346,721番
【特許文献２】U.S特許6,183,412号
【０００８】
発明の概要
この発明の様相は、VADシステムのような血液ポンプ・システムのための生理学的制御システムおよび方法に関する。そのポンプ・システムは、例えば、VADのような埋め込みポンプおよびポンプを制御するコントローラを含む。そのシステムはさらに埋め込み可能なフロー測定装置を含んでもよい。その制御方法は、前もって定義した速度でポンプを動作させ、そして、患者の心拡張期のVADフロー速度をモニターしてもよい。典型的な実施例では、ピークの心拡張期のVADフロー速度、平均の心拡張期のVADフロー速度および(または)平均ピークの心拡張期のVADフロー速度がモニターされる。前もって定義した速度は、心拡張期のVADフロー速度に応じて変えられる。ポンプ速度は、さらに患者の心拍数に応じて調節される。ある実施例では、その速度が、心拡張期のVADフロー速度の対応する変化に応じて増減される。この発明の他の目的および利点は、次の詳細な記述を読み、かつ、図面を参照することで明白になるであろう。
【０００９】
この発明は、様々な修正および選択肢形式に余地があるが、それの特定の実施例は図面の例により示されており、ここに詳細に記述される。しかしながら、ここでの特定の実施例の記述は、この発明を、開示された特定の形式に限定するように意図されないことに理解されるべきである。それとは逆に、この発明は、付記したクレームで定義されたようなこの発明の本旨および範囲内にあるすべての変形、等価物、および、代替物をカバーする。
【００１０】
発明の詳細な説明
この発明の例示的な実施例を以下に述べる。明確化のために、実際の実施例のすべての特徴がこの明細書に記述されるとは限らない。任意のそのような実際の実施例の開発では、システムに関連し、かつ、ビジネス関連する制約への服従があるように、開発者の特定の目標を達成するために、多数の実施に特定の決定を下さなければならないことは、もちろん認識されるであろう。そのために互いの実施例間で異なる。さらに、そのような開発努力が複雑で時間を消費するかもしれないが、しかしながら、この開示による利益を持つ通常の当業者にとっては、型通りの仕事になるだろうことは認識されるであろう。
【００１１】
図面を参照すると、図１は、米国特許 6,183,412番に開示されたような心室支援装置(VAD)システム１０を例示しており、その全体の参照によって一般にここに割り当てられ組込まれる。そのVADシステム１０は、埋め込みロータリ・ポンプ１２およびフローセンサ１４のために設計されたコンポーネントを含んでいる。外部のコンポーネントは、ポータブルコントローラ・モジュール１６、臨床データ収集システム(CDAS)１８および在宅支援システム(PHSS)２０を含む。埋め込まれたコンポーネントは、経皮的なケーブル２２によってコントローラ・モジュール１６に接続される。
【００１２】
そのVADシステム１０は、米国特許 5,527,159番に、あるいは米国特許 5,947,892番に示された軸流ポンプの様々な実施例のような、埋め込み可能な連続的な血液流ポンプを組込んでもよく、その双方は、それらの全体を参照してここに組み込まれる。この発明の実施例での使用に適した血液ポンプの例は、図２で例示される。例示したポンプ１２は、ポンプハウジング３２、ディフューザ３４、フロー・ストレートナ３６およびブラシレスDCモータ３８(それはステータ４０およびロータ４２を含む)を含む。そのハウジング３２は、フロー・チューブ４４(そこに血液流のパス４６を持つ)、血液入り口４８および血液出口５０を含む。
【００１３】
そのステータ４０はポンプハウジング３２に取り付けられ、好ましくは、回転磁界を発生させるために、フロー・ステータ巻き線の外側に位置する。多数の磁石６２がロータ４２に結合される。その磁石６２、および、従ってロータ４２は、回転磁界に倣い、回転運動を発生する。
【００１４】
図３は、概念的にポンプ・システム１０の態様を例示している。より明確に、コントローラ・モジュール１６およびポンプ１２の部分が示される。コントローラ・モジュール１６は、マイクロコントローラ８０(この発明の１実施例では、マイクロチップ技術によって製造されたモデルPIC16C77マイクロコントローラである)のようなプロセッサを含む。マイクロコントローラ８０は複数チャンネルのアナログ・ディジタル変換器(AID)を含み、モータ・コントローラ８４からモータ・パラメータの表示を受け取る。したがって、コントローラ・モジュール１６は、瞬間的なモータ電流、モータ電圧およびモータ速度のようなパラメータをモニターしてもよい。
【００１５】
図３に示された実施例は、不可欠なフロー・メータ１２４を更に含む。少なくとも１つのフローセンサ１４はポンプ１２の下流に埋め込まれる。これとは別にフローセンサ１４はポンプ１２と一体化してもよい。フロー・メータ１２４は、埋め込みフローセンサ１４とマイクロコントローラ８０の間に連結される。フロー・メータ１２４はフローセンサ１４からデータを受け取り、フロー速度データをマイクロコントローラ８０へ出力して、システムが瞬間のフロー速度をモニターすることを可能にする。
【００１６】
埋め込みフローセンサ１４が、コントローラ・モジュール１６のフロー・メータ１２４に結合されているので、システムパフォーマンス(フロー速度)の真の測定は、モータ速度および電流(パワー)のようなポンプ・パラメータに加えて分析に利用可能である。さらに、フロー・メータ１２４がコントローラ・モジュール１６の不可欠なコンポーネントであるので、フロー速度はコントローラ・モジュール・ディスプレイ上に表示されてもよく、また、フロー速度データはコントローラ・モジュール・メモリ内に保存されてもよい。
【００１７】
この発明の典型的な実施例では、モータ・コントローラ８４は、Fairohild  SemiconductorからのMicroLinear ML4425 モータ・コントローラを含む。この発明のブラシレスDCモータ３８の動作は、回転磁界を作るために適切な順序でステータ巻線５２に電流が印加されることを必要とする。ある時刻で２本のステータ巻線５２に電流が印加され、そして、それぞれのステータ巻線５２への電流が順にオン/オフされることによって、回転する磁界が生成される。この発明の実施例では、モータ・コントローラ８４が、位相ロック・ループ(PLL)技術を用いて、適切な転流順序を決定するためにモータ巻線５２から逆起電力(EMF)電圧を検知する。ステータ巻線５２のような導体が、ブラシレスDCモータ３８のロータに一体化された磁石６２によって生成されるような、磁気力線を移動することにより、"カット"される毎に電圧が誘起される。その電圧はロータ速度４２で増大する。モータの巻線５２のうちの２つだけが同時に活性化されているので、ロータ４２の位置を決定するために、３本のステータ巻線５２のうちの１つで電圧を検知することは可能である。
【００１８】
ステータ巻線５２に適した励磁電流を順に供給するために、ステータ４０に対するロータ４２の位置を検出する別の方法は、ホール効果センサのような位置センサを使用することである。センサレスモータよりもむしろロータ位置センサを有するモータを用いる、この発明の態様を実施することは、この開示の利益を享受する当業者にとっては、決まり切った仕事であろう。しかしながら、ホール効果センサのような追加的なコンポーネントを加えることは、別のスペースを必要とし、このことは実施される装置のいずれかの適用で制限される。さらに、位置検知装置の使用は、システムの故障源が増えることになる。
【００１９】
実際のポンプ速度は、決定され、そしてコントローラ・モジュール１６にフィードバックされ、そこで、実際の速度が所望の所定速度と比較し、そのようにしてポンプ１２を調節する。この発明のある実施例によれば、ポンプ１２は、眠り、通常活動または高いエネルギー運動のような出来事に対して、希望のポンプ速度が変えられる、閉ループの様式で制御される。
【００２０】
鼓動の収縮過程は心収縮と呼ばれ、弛緩過程は心拡張と呼ばれる。したがって、心拡張期のVADフロー速度が最小のVADフロー速度である一方、収縮期のVADフローは最大のVADフロー速度である。患者の心拡張期のVADフロー速度が運動の開始で著しく増加し、対照的に、運動の終了で低下することは(経験的に)決まっている。したがって、この発明のある実施例では、ポンプ速度は、心拡張期のフロー速度の変化に応じて調節される。
【００２１】
心臓周期の心収期または汲み出し過程が心収縮と呼ばれ、弛緩過程あるいは充填過程が心拡張と呼ばれる。健康な非VAD患者では、心収縮中には、左の心室から大動脈のバルブを流れる正常な血液フローがあり、また心拡張中には、左の心室から大動脈のバルブを流れる血液フローはない。しかしながら、VADが埋め込まれたままの患者では、心収縮および心拡張の双方でVADによる正常なフローが存在する。これは埋め込まれた連続的なフローのVADが、元来の心臓の脈打つフローに本質的に一定の正のフロー・オフセットを加えて寄与するからである。
【００２２】
したがって、収縮期のフローおよび心拡張期のフローに対する従来の定義は、VADが埋め込まれたままの患者に適用可能にするために修正されなければならない。心拡張期のVADフロー速度が、ここでは平均のVADフロー速度以下のVADフローの貢献と見なされている一方、心収縮期のフロー速度は、平均のフロー速度の値以上のフロー貢献と見なされる。ピークの心収縮期のVADフロー速度は、ここでは、１つの心臓周期内のVADフロー速度波形中の最大のVADフロー速度値と考えられる。また、平均ピークの心収縮期のVADフロー速度は、いくつかの心臓周期にわたる多数のピークの心収縮期のVADフロー速度値の平均値と考えられる。同様に、心拡張期のVADフロー速度は、１つの心臓周期内のVADフロー速度波形中の最小のVADフロー速度値であると考えられる。また、平均ピークの心拡張期のVADフロー速度は、いくつかの心臓周期にわたる複数の心拡張期のVADフロー速度値の平均値であると考えられる。
【００２３】
患者のピークの心拡張期のVADフロー速度あるいは平均ピークの心拡張期のVADフロー速度は、運動の開始で著しく増加し、また運動の停止で低下することが決まっている。したがって、この発明のある実施例では、ポンプ速度は、ピークの心拡張期のVADフロー割合あるいは平均ピークの心拡張期のVADフロー速度の変化に応じて調節される。
【００２４】
図４は、心拍数２０１、ピークの心収縮期のVADフロー速度２０２、平均VADフロー速度２０３、ピークの心拡張期のVADフロー速度２０４、ピーク間の平均VADフロー(VAD最大フロー−VAD最小フロー)２０５、および、脈打ち指数(pulsatility index（PI）)２０６を含む種々の生理学的パラメータの時間プロットを示す。各プロットは、患者の休息２０１、運動開始２１２および運動終了２１４のポイント含む。図４で示されるように、ピークの心拡張期のVADフローのプロット２０４は、運動の開始および終了に応じて最大に変化する。
【００２５】
したがって、この発明の実施例では、患者の心拡張期のVADフロー速度がモニターされ、そして、コントローラ・モジュール１６は、心拡張期のVADフローの増加に応じてポンプ１２の速度を増加させて、かつ、心拡張期のVADフローの減少に応じてポンプ速度を低下させるようにプログラムされる。特定の実施例では、患者のピーク心拡張期のVADフロー速度あるいは平均ピークの心拡張期のVADフロー速度がモニターされ、そして、ポンプ速度はそれに応答して制御される。
【００２６】
図５は、この発明の典型的な実施例に基づいたアナログ・フロー処理システム２５０を例示する。そのシステム２５０は、患者が運動を開始／停止した時に、血液VADフロー速度に比例するアナログ電圧入力信号２５２を受け取り、そして、表示するためにデジタル出力信号２５４を生成する。
【００２７】
VADフロー信号２５２は、アナログVADフロー信号２５２から平均のVADフロー速度成分を取り除くために正確な整流器２５６に入力されるＡＣである。心収縮期のVADフロー速度２６０および心拡張期のVADフロー速度２６１は、別々に抽出される。分離された心収縮期および心拡張期のVADフロー信号２６０,２６１は、次に、ローパスフィルタ２６２に供給され、心収縮期および心拡張期のVADフロー速度のそれぞれの平均ピーク値を生成する。ここで注目されるように、患者のピークの心拡張期のVADフロー速度あるいは平均ピークの心拡張期のVADフロー速度は、運動の間に増大し、そして停止で低下する。したがって、ピークの心拡張期のVADフロー速度、あるいは平均ピークの心拡張期のVADフロー速度は、電圧コンパレータ２６４に供給され、所定のしきい値２６６と比較され、患者が運動している時に、２進の指示値２５４を出力する。従ってポンプ速度はその後、調節される。
【００２８】
図５で示したシステム２５０は、VADフロー速度に比例したアナログ信号を処理することに基づくが、この発明の利点を持つ当業者にとっては、VADフロー速度情報を、個別のサンプリングデータとして処理するために、同一または類似の技術をデジタル的に適用することで、型通りの仕事になるであろう。
【００２９】
ここで注目されるように、心拍数単独は、ポンプの速度を変更するための排他的な生理学的な指標であると考えられない。しかしながら、この発明の典型的な実施例では、心拡張期のVADフロー速度と結合する心拍数が生理学的指標として用いている。このことは、薬物治療によって、あるいは心臓ペースメーカーからの刺激によって心拍数が制御される患者に生理学な制御を許可する一方、心拍数が肉体的活動の程度に比例して変わる患者に対して改善された制御を提供する。
【００３０】
ある実施例にて、心拡張期のVADフロー速度の増加あるいは心拍数の増加が、肉体的活動の増加のために、ポンプ速度の増大を引き起こすために用いられてもよい。しかしながら、心拡張期のVADフローの減少のみが、ポンプ１２の速度を低下させることに帰着する肉体的活動の低下の指標として用いられる。心拍数のその後の低下が肉体的活動の低下の結果かどうかは未知であるので、あるいはポンプ１２の速度が以前に増加されているので、ポンプ１２はこの方法で制御される。これはポンプ速度の増大が、平均のVADフロー速度の対応する増加に典型的に帰着し、したがって身体への酸素の拡散の増加に帰着する。VADのフローの貢献が上げられた場合、患者の本来の心拍数はしたがって(自然に)低下するかもしれない。
【００３１】
図６はこの発明の実施例に基づく生理学的制御方法を例示したフローチャートである。図示した方法は、心拡張期のVADフロー３０１(例えば、ピークの心拡張期のVADフロー速度あるいは平均ピークの心拡張期のVADフロー速度)および心拍数３０２の双方をモニターする。ブロック３１０では、VADフロー速度が、フロー・メータ1２４からVADフロー信号を受け取ることによって典型的に得られる。図示した特定の実施例では、フロー信号はVAD血液フロー速度に比例するアナログ電圧信号を含むが、他の実施では、デジタル信号が受け取られるように構成される。信号のDC成分はブロック３１２で除去され、そして、心拡張期のVADフロー速度がブロック３１４内でフロー信号から抽出される。
【００３２】
ブロック３１６では、ピークの心拡張期のVADフロー速度または平均ピークの心拡張期のVADフロー速度が演算され、そして、その値は、ブロック３１８中のベースライン値に適用される。(判定ブロック３２０での判定で)ベースラインと比較して、心拡張期のVADフロー速度が著しく変わっていない場合、システムはフロー情報をモニターし続ける。(判定ブロック３２２で)心拡張期のVADフロー速度が低下した場合、ポンプ速度はブロック３２４にて低下され、また、新しいベースラインが確立される。VADフロー速度が増加した場合、ポンプ速度はブロック３２６にて増加され、そして、新しいベースラインが確立される。
【００３３】
上で気づくように、患者の心拍数もモニターされてもよく、この情報もポンプの生理学的制御のために用いられてもよい。ブロック３４０では、心拍数情報が取得され、そして、平均心拍数(瞬間の心拍数も適用可能)がブロック３４２で演算される。その平均はベースラインの平均値に適用される(ブロック３４４)。ブロック３４２で演算された平均心拍数は、判定ブロック３４６にてベースラインと比較される。そして、速度が増加していない場合、システムは心拍数をモニターし続ける。
【００３４】
平均心拍数が増加した場合、ポンプ速度はブロック３２６にて増加され、そして新しいベースラインが確立される。判定ブロック３２２および３４６の出力はORゲート３４８に印加される。その結果、心拍数あるいは心拡張期のVADフロー測度のいずれかが増加した場合、ポンプ速度はブロック３２６にて増大される。しかしながら、ポンプ速度は、心拡張期のVADフロー測度の負の変化に応じてのみ低下する(ブロック３２４)。
【００３５】
図３に関し、上述で気付くように、埋め込みのできるポンプ・システム１０は、埋め込みのできるフロー測定装置１４を含んでもよい。埋め込みのできるフロー・センサ１４を含む実施例では、フロー測度情報およびしたがって心拡張期のVADフロー情報は、フロー・センサ１４(および適用可能なフロー・メータ１２４)により与えられたデータから得るようにしてもよい。
【００３６】
しかしながら、心拡張期のVADフロー測度情報はいくつかの方法によって得られてもよい。例えば、いくつかの実施例は、埋め込みのできる圧力センサを含んでもよく、そして、その圧力データはフロー測度情報を引き出すために用いられてもよい。またさらに、他の実施例では、フロー測度情報を抽出するために、他のポンプ信号がモニターされ、分析される。
【００３７】
コントローラ１６は、ポンプ・モータ電圧および電流(パワー)、ポンプ速度、フロー測度などの様々なシステム・パラメータを受け取り、そしてモニターする。これらの信号は時間で連続する帯域制限信号である。その電流信号は、患者の心拍数(心臓が鼓動していると仮定して)、および、患者のバルブ開閉、系統の抵抗変化などのような心臓血管系内のある生理学的応答に関係のある他の周波数を含むコンポジット信号である。
【００３８】
パワー信号は、ポンプ・モータの電流とポンプ・モータ電圧との積(一定のスカラー)で、したがって電流信号に似ている情報を含むコンポジット信号である。速度信号は、典型的には、上述したものに似た、ある生理学に関連した他の周波数と共に支配的な周波数として患者(心臓が鼓動していると仮定)の心拍数を含む。フロー信号は、さらに典型的には、患者の心拍数、および、患者の心臓血管系内の生理学的応答と関係する他の周波数を含む。したがって、患者の心拍数情報は、生理学的制御スキームで用いられるためのコントローラ・モジュール１６に利用可能ないくつかの信号のうちのいずれからでも抽出されてもよい。
【００３９】
上に示された特定の実施例は図示のみであり、その発明は変形され、異なって実行されるので、等価な方法は、ここで教示した利益を持つ当業者には明白であろう。更に、以下のクレームで述べられる以外に、詳細な構成またはここで述べた設計は、限定を意図するものではない。上に示された特定の実施例は変更されるかもしれないし修正されるかもしれないことは、したがって明白である。また、そのような変更すべてこの発明の範囲および趣旨内に含まれる。従って、クレームで下に述べられるように、保護はそこに求められる。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】この発明の実施例に基づく埋め込み可能なポンプ・システムの様々なコンポーネントを概略的に示す。
【図２】この発明の実施例に基づく典型的な埋め込み可能な断面図である。
【図３】この発明の実施例に基づくコントローラ・モジュールの態様を示したブロック図である。
【図４】様々な生理学的パラメータの時間プロットを示した図表であり、運動の開始および停止に対する種々のパラメータの応答を示す。
【図５】この発明の実施例に基づくフロー処理システムを概略的に示したブロック図である。
【図６】この発明の実施例に基づく生理学的制御方法を例証したフローチャートである。
【符号の説明】
【００４１】
１０  ポンプシステム
１２  ロータリ・ポンプ
１４  フローセンサ
１６  コントローラ・モジュール
１６  ポータブルコントローラ・モジュール
１８  臨床データ収集システム(CDAS)
２０  在宅支援システム(PHSS)
８０  マイクロコントローラ
８４  モータコントローラ
１２４  フローメータ
【図１】
2005514973.tif 000003
【図２】
2005514973.tif 000004
【図３】
2005514973.tif 000005
【図４】
2005514973.tif 000006
【図５】
2005514973.tif 000007
【図６】
2005514973.tif 000008
【国際調査報告】
2005514973.tif 000009