(57)【要約】【課題】  左心房脱血の場合にせよ、左心室脱血の場合にせよ、回転型補助人工心臓ポンプを補助心臓として使用する時に、血圧計と血流量計を体内に留置することなく、体外から計測可能な駆動用モータの電流と回転数のみを用いて、どのように血液粘度が変動しようとも、ポンプ出口入口圧差とポンプ流量と自然心臓拍出量を推定すること。【解決手段】  ポンプ駆動モータを短時間の定常運転し、その直後にポンプを短時間の非定常運転し、これら二通りの運転時のモータ回転数の差データと、これと同様の２通りの駆動法に対してポンプ・モータ・心臓血管系からなる数学モデルを用いて計算される２通りの回転数の差の計算値との間の誤差を最小にするような血液動粘度と血管系パラメータを求め、こられの値を先のポンプ・モータ・心臓血管系からなるモデルに代入することによって、ポンプ出口入口圧差とポンプ流量と自然心臓拍出量を求める。【選択図】図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
回転型補助人工心臓を左心室補助心臓として使用する時に、左心房脱血の場合にせよ、左心室脱血の場合にせよ、血圧計と血流量計を体内に留置することなく、体外から計測可能な駆動用モータの電流と回転数のみを用いて、どのように血液粘度が変動しようとも、ポンプ出口入口圧差とポンプ流量と自然心臓拍出量を推定する場合に、ポンプ駆動モータを短時間の定常運転し、その直後に短時間の非定常運転し、これら二通りの運転時のモータ回転数の差データと、これと同様の２通りの駆動法に対してポンプ・モータ・心臓血管系からなるモデルから計算される２通りの回転数の差の計算値との間の誤差を最小にするような血液動粘度と血管系パラメータを求め、こられの値を先のポンプ・モータ・心臓血管系からなるモデルに代入することによって、ポンプ出口入口圧差とポンプ流量と自然心臓拍出量を求める、回転型人工心臓ポンプを用いた部分補助における圧・流量・自然心拍出量の間接計測法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】  本発明は、左心室が重大なダメージを受けた心臓病患者に対して、左心室機能を補助する目的で用いる回転型人工心臓の計測において、血圧と血流量を間接的に計測する技術に関するものである。
【背景技術】
【０００２】  ここでの課題は、技術分野の項で述べているように１００％の送血を行うだけのものではなく、左心室機能の一部を補助する目的で用いる回転型人工心臓に関して着目した課題である。  長期の補助人工心臓使用時には、血液ポンプは体内の腹腔内か胸腔内に埋め込まれ、ポンプ内側と送血管・脱血管内壁は血液と直接接触するので、その接触面は、低からぬ確率で絶えず血液凝固と感染症の原因が生成される危険に晒されている。したがって、体内に埋め込まれること、あるいは血液と直接接触することが原因で起きる感染症や血栓形成やその副作用、あるいは患者の生活環境阻害要因等の一切の不具合を排除する工夫と努力が求められる。例えば、血液ポンプは血液が停滞しない構造とし、しかも血液と直接接触するポンプ内壁だけでなく、血液と直接接触しないポンプ外装にも、感染巣が形成されにくく、かつ生体に対して不活性な材質が用いられる。  こうした状況の下では、ポンプ本体だけでなく、それ以外の場所でも少しでも血液凝固と感染症の原因が生成されない技術的戦略が取られなくてはならないので、センサーが直接血液と接触する方式は採用せず、また、人工心臓システムを埋め込むわずかな体内スペースを節約するために、体内人工心臓システムの体積を最小にし、また人工心臓システム全体の故障率を最小とするために、その体内部品点数を最小にするという観点から、センサーとその関連の電子機器回路は、血液と触れない状態にしておくだけでなく、体内に留置しないことが重要である。  こうした観点から、図１に示すように、長期の補助人工心臓使用時には、ポンプの制御系とエネルギー源は体外に置かれ、経皮的に、つまりケーブル等が身体の内と外を貫通して血液と接触することがないように、信号とエネルギーが伝達されるよう工夫がなされる。こうした経皮的な信号とエネルギーの伝達によって、できるだけ感染を少なく留めることができるだけでなく、体外に置かれるエネルギーと信号系から拘束されることなしに、室内で患者が自由に移動できることが保証される。  したがって、できるだけ感染症や血栓形成やその副作用を少なく留めるという理由から、血圧や血流量の計測装置は、下にも述べる理由から一時的に体外から挿入される場合以外は用いられない。しかし、長期の補助人工心臓使用時には、ポンプの制御および患者の循環状態の監視のために、ポンプ出口入口圧差とポンプ血流量を恒常的かつ安定に計測することが求められる。  ポンプ出口入口圧差とポンプ血流量を計測するには、直接センサーを血液と接触する部位、例えば送血管内部や血管内にセンサーを導入する方法、つまり直接計測法と、血液に直接触れずに血管外から測る関節計測法がある。血圧の直接計測には半導体圧力センサーを送血管内に導入するか、あるいは生理食塩水を満たしたカテーテル（細管）を送血管内に導入し、その管の体外側の端に半導体圧力センサーを置く方法がある。また血流量の直接計測では電磁血流計を送血管路途中に置き、血液が直接電磁血流計内を流れているときに、誘導起電力から血流量を計測する。  しかし、長期に継続的に直接計測法を用いると、上でも述べたように、センサーと血液が接触するので血液凝固が起こり、それが原因で正確な計測ができ���くなるだけでなく、血液凝固が感染症の病巣となる可能性が大きい。また、直接計測の場合、センサーの故障や凝血による測定不能がお気たことによりポンプの制御不能が発生した場合には、その対応が困難である。このような理由から、現在長期の補助人工心臓使用時には、直接計測法は一時的な場合を除いて用いられない。一時的に直接計測が用いられる場合には、定期的にセンサー導入部位の体壁貫通部を清潔に保つ必要があると同時に、定期的にセンサーおよびカテーテルが血液と接触する面を生理食塩水で洗浄し、血液の停滞を無くし血液凝固の起こりにくい環境を整える必要がある。しかし補助人工心臓を体内に埋め込む場合には、上記のようなセンサー導入部位の定期的管理は不可能に近い。  こうした観点から、長期に補助人工心臓を使用する場合には、血圧計と血流量計のセンサーを血液と接触させないことが非常に重要なことであるので、関節計測法が必須である。しかし、血液に直接接触せず、かつセンサー導入部位の衛生管理を不要とした状態で、血圧の直接測定法は存在しない。また、血流量を間接的に測る方法として超音波血流計を送血管外壁に取り付ける方法がある。しかしこの方法は、体内に装置を留置することによる二次被害をなくすという観点、および部品点数を最小に留めるという観点を阻害する。  上記以外の間接計測法には、血圧と血流量を測るセンサーを用いないで、あるいは体内でスペースを要する他の余分な計測装置も用いることなしに、間接的に血圧と血流量を計算に基づいて推定する方法が存在する。これは、血圧と血流が、血液ポンプを介して駆動系の電流と回転数に影響を与えるという物理現象に着目して、血液ポンプとポンプ駆動系の物理モデルを構築しそれを用いて、ポンプ出口入口圧差とポンプ血流量を、血液と接触しないで測定できるポンプ駆動条件のみから推定する方法である。【０００３】  センサーを設置して直接、ポンプ出口入口圧差とポンプ血流量を計測する方式では以上述べたように問題があるので、計算に基づく間接計測を行うことが考えられる。  現在、開発されている定常流人工心臓用の計算に基づく間接計測技術は、自然心臓が完全停止したか、あるいは自然心臓を切除した状態で、いわゆる１００％補助の場合にのみ利用可能なものである。しかし、自然心臓が停止せず血液を拍出しているときの人工心臓の利用、つまりは部分補助の場合の計算に基づく間接計測技術はまだ確立されていない。この間接計測の技術開発の要望は極めて強いものがある。【０００４】  しかし計算に基づく間接計測においては、回転型人工心臓駆動用モータの電流、回転数およびポンプ流量、圧力差の関係が生体の血液動粘度に大きく依存するという問題点があり、正確な流量、圧力差の推定には血液粘度の同定が必要不可欠となる。そのため、間接計測においては、どのように動粘度を同定するかが一つの重要な課題である。  これまでに開発された計算に基づく間接計測法では、臨床上実現可能なさまざまな駆動条件と血液粘度に対して、水流実験を行い、得られたポンプ出口入口圧差とポンプ流量の関係を近似する実験式を求め、これを血液動粘度、流量、圧力差の推定式として用いるものである。しかし、従来の間接計測法の実験式には、自然心臓の���性が含まれていないため、自然心臓が拍出している場合にその方法を用いると、ポンプ出口入口圧差とポンプ流量の推定値は不正確になる。そればかりか自然心臓の特性が含まれていないため、自然心臓拍出量は全く推定できない。  計算に基づく間接計測法では、上記のように実験式を用いる代わりに、ポンプ系の物理モデルを構築し、これを用いて推定を行うこともできる。この方法においては、現在、患者の血液の酸素運搬能力を表す指標で、血液中の赤血球の体積分率であるいわゆるヘマクトリット値から血液粘度を予測する技術があるが、これには、数十分に一度の血液のサンプリングと分析いうプロセスが必要であるため、リアルタイムな血液粘度の測定とはならず、しかも血液サンプリングと分析は病院内でしか可能でないため、人工心臓を装着した患者にとっては非常に不便である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】  以上述べたように、これまでに開発された計算に基づく間接計測法では、自然心臓の特性が含まれていないため、ポンプ出口入口圧差とポンプ流量の推定値が不正確になり、自然心臓拍出量が全く推定できないという致命的な問題がある。また、ポンプ式の物理モデルを構築し、これを用いて推定を行う方法であっても、数十分に一度の血液のサンプリングというプロセスが必要であるため、人工心臓を装着した患者にとっては非常に不便であるという、これも致命的といってよいほどの問題がある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】  本発明は、ポンプ系の物理モデルを基本にし、左心房脱血の場合にせよ、左心室脱血の場合にせよ、回転型補助人工心臓を長期の補助心臓として使用する時に、血液と接触する血圧計と血流量計を用いることなく、ポンプ運転中に血液と接触せずに計測可能な駆動用モータの電流と回転数のみを用いて、どのように血液粘度が変動しようとも、部分補助においてポンプ出口入口圧差とポンプ流量と自然心臓拍出量を推定することができる間接計測法を提供することを目的とするものである。  本発明では、自然心臓を含む体循環血管系のモデルなので、１００％補助のみならず部分補助の場合にも利用できる。自然心臓を含む体循環血管系のパラメータは未知であり、直接測定は不可能であるので、本発明では、形式的に自然心特性を消去する手法を用いる。  補助人工心臓ポンプの送血管はポンプ出口と下降大動脈をつなぐが、脱血管（ポンプ入口と脱血部位血管をつなぐ管路）をつなぐ脱血部位は、図２に示すように、左心室の場合と左心房の場合との２通りある。本発明は、どちらの場合にも利用できる。【０００７】  課題を解決する手段は、以下のポンプ特性、モータ特性、心臓血管特性の３つの式（１−１）、（１−２）、（１−３）を基本とする。【数１】
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ここに、ΔＰ：ポンプ出口入口圧差、Ｑ：ポンプ流量、ω：ポンプ回転数、ｉ：モータ電流、ＱＨ：自然心臓拍出量、Φ：ポンプハウジングおよび送・脱血管の総イナータンス、Ｊ：モータおよびポンプロータ等の総慣性モーメント、Ｒ：体循環抵抗、Ｃ：動脈系総コンプライアンス、ａｉ（ｉ＝１、。。。、ｐ）とｂｉ（ｉ＝１、。。。、ｑ）：ポンプ特性およびモータ特性に依存するパラメータ。  パラメータａｉ（ｉ＝１、。。。、ｐ）とｂｉ（ｉ＝１、。。。、ｑ）は、人工心臓ポンプの臨床応用前にさまざまな動粘度νの水を用いて、模擬循環回路実験により決めておく。またΦとＪ、動脈系総コンプライアンスＣも同様に決めておく。  こうしておくと、臨床時にモータ電流データとモータ回転数データがリアルタイムで得られたとき、式（１）を用いてリアルタイムで決定するべきパラメータは血液動粘度νと血管系インピー両ダンスＲ、および自然心臓拍出量ＱＨのみである。
【０００８】  次に、臨床時にデータとしてモータ電流ｉとモータ回転数がリアルタイムで得られた時、どのようにして、血液動粘度νと血管系インピーダンスＲを推定し、その推定結果から、ポンプ出口入口圧差ΔＰの時間平均値とポンプ血流流量Ｑの時間平均値と自然心臓拍出量ＱＨの時間平均値を求める方法を説明する。【０００９】  まずポンプを定常電流ｉ１でＴ１秒間駆動し、その直後にポンプを非定常電流ｉ２でＴ２秒間駆動する。添え字１は定常駆動、２は非定常駆動を意味し、以下でもこの記法を用いる。このとき、これら１と２の駆動方式で得られたモータ回転数の差のデータをδωｄ＝ω１ｄ−ω２ｄとする。また式（１）を用いた計算で得られる同じ２通りの駆動法によるモータ回転数の差をδω＝ω１−ω２とする。δωの計算は次式（２）によって行う。【数２】
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ここで、ｇＱ−１は関数ｇをＱについて解いた関数である。また、式（２）を解く際のδΔＰとδＱの初期値、それぞれ、δΔＰ（０）＝ΔＰ１（０）−ΔＰ２（０）とδＱ＝Ｑ１（０）−Ｑ２（０）は次式（３）で与える。
【数３】
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【００１０】  このとき、図３のアルゴリズムのフロ−チャートが示すように、２段階を経て、ポンプ出口入口圧差ΔＰの時間平均値ΔＰｍとポンプ血流量Ｑの時間平均値Ｑｍと自然心臓拍出量ＱＨの時間平均値ＱＨｍを求める。  第一段階では、次式（４）で与えられる回転数変化分に関するデータと計算値の誤差式を最小にするような動粘度ν、Ｒを求める。【数４】
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【００１１】ここに、０＜ｔ１＜ｔ２＜Ｔ１とする。    第二段階では、こうして求められたν、Ｒを次の代数方程式（５）よりΔＰの時間平均値ΔＰｍ、Ｑの時間平均値Ｑｍ、ＱＨの時間平均値ＱＨｍを求める。【数５】
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【発明の効果】
【００１２】  長期の補助人工心臓使用時には、ポンプの制御および患者の循環状態の監視のために、ポンプ出口入口圧差とポンプ血流量とし自然心拍出量を計測することが求められる。しかし、専用の圧力計と血流量計を体内に長期間留置すると、計測器が血液と接触するので血液凝固が起こり、それが原因で計測障害が発生したり、血液凝固部位が感染巣となる可能性が大きい。あるいは、そうしたことが起きなくても体内計器の故障による測定ミスが避けられない。こうした観点から、長期には血圧計と血流量計を体内に留置しないようにすることが不可欠となる。  本発明は、血液と接触するセンサーを用いることなく、計測可能な駆動用モータの電流と回転数のみを用いて、ポンプ出口入口圧差とポンプ流量と自然心臓拍出量を間接的に計測することを可能とするので、回転型補助人工心臓使用時に、血圧計と血流量計を体内に留置することによる、血液凝固の問題、それが原因で発生する計測障害の問題、計器類の不具合が発生した場合の対応がやり難い問題が一挙に解決することになる。これによって、左心室が重大なダメージを受けた心臓病患者が時々通院して検診を受ける程度で、通常の生活が出来るようになる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】  次に、本発明の実施の形態について説明する。
【実施例】  ポンプを駆動する直流モータの駆動電流ｉと回転数ωが計測できる装備とする。また心臓活動の計測は心電図を用いて、心拍周期がリアルタイムで得られるものとする。また、本発明は、連続５心拍程度の間は左心室からの拍出量は変化しないという仮定が成り立つ範囲で利用できる。  本実施例で用いた遠心血液ポンプについて、事前に臨床上起こりえる血液動粘度をグリセリン溶液を用いて実現し、模擬体循環回路の実験から、式（１）のポンプ特性を与える関数ｆと、モータ特性の関数ｇは次式（６）となった。【数６】
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ここに、ΔＰ：ポンプ出口入口圧差、Ｑ：ポンプ流量、ω：ポンプ回転数、Ｔｒ：モータ動摩擦トルク、ｉ：モータ電流、ＱＨ：自然心臓拍出量、Φ：ポンプハウジングおよび送・脱血管の総イナータンス、Ｊ：モータおよびポンプの総慣性モーメント、Ｋ１：モータトルク定数、Ｒ：体循環抵抗、Ｃ：動脈系総コンプライアンスである。
【００１４】  ｃｉ（ｉ＝１、。。。、３）とＫ２は以下の式（７−１）、（７−２）、（７−３）、（７−４）、（７−５）のように血液動粘度νの一次関数と仮定する。【数７】
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ここに、パラメータａｃｉ、ｂｃｉ、ｃｃｉ（ｉ＝１、。。。、３）、ａＫ２、ｂＫ２は、人工心臓ポンプの臨床応用前にさまざまな動粘度νの水を用い実験で決めたものである。また、動粘度に依存しないｃ４とΦとＪ、Ｃも同様に決めた。  ただし、ここに、用いるポンプおよびモータの仕様によって、ｆとｇの関数形は上記のものと異なる場合がある。
【００１５】  こうしておくと、データとしてモータ電流とモータ回転数がリアルタイムで得られたとき、次式（１）を用いてリアルタイムで決定するべきパラメータは血液動粘度νと血管系インピー両ダンスＲおよび自然心臓拍出量ＱＨのみである。この場合のアルゴリズムを図４に示す。【数８】
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こうして求められたν、Ｒを次の代数方程式（９）よりΔＰの時間平均値ΔＰｍ、Ｑの時間平均値Ｑｍ、ＱＨの時間平均値ＱＨｍを求めた。図５のイはΔＰｍの真値と推定値の相関図を、また同ロにはＱｍの真値と推定値の相関図を示す。
【数９】
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【００１６】  ここで、モータ定常駆動電流ｉ１を与えたとき非定常駆動電流ｉ２は式（１０）で与えた。【数１０】
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ここにｉａｍｐ＝ｉ１の数１０％とし、ωｄ＝πとした。しかし、ｉａｍｐとωｄの適切な値は、モータの仕様によって上記のものと異なる場合がある。
【産業上の利用可能性】
【００１７】  本発明は、回転型人工心臓ポンプ出口入口圧差とポンプ血流量を、体外から計測できるモータ駆動電流とモータ回転数のみから、間接的に計測することを可能とするので、長期の回転型補助人工心臓使用時に、ポンプ出口入口圧差とポンプ血流量と自然心臓の拍出量の直接計測に伴うリスクなしに、ポンプの制御および患者の循環状態の監視のために利用できる。  これによって、左心室が重大なダメージを受けた心臓病患者が時々通院して検診を受ける程度で、通常の生活が出来るようになる。  従って、この計測方法を採用した回転型補助人工心臓システムは有用な商品として産業に利用されることになる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】体内に埋め込まれた補助人工心臓を示す模式図
【図２−１】補助人工心臓による左心室からの脱血法を示す模式図
【図２−２】補助人工心臓による左心房からの脱血法を示す模式図
【図３】アルゴリズムの流れ図
【図４】実施例のアルゴリズムの流れ図
【図５】実験結果をグラフで表した図
【図１】
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【図２−１】
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【図２−２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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