(57)【要約】  本願は、弁状態インデックスに基づいてポンプの速度を制御し、及び／又は、圧力差若しくは流体の流れを表す時系列信号から弁状態を導出する方法に関するものである。当該方法は、血液ポンプシステムや血液ポンプ制御システムに採用することができる。
2016533772.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
弁状態を示す信号（４１０）を生成する方法であって、
少なくとも１個の心拍周期に亘る第１血圧と第２血圧との圧力差を表す時系列信号（６６０）を受信する処理と、
前記時系列信号から、少なくとも１つの信号特性（１５１から１５５）を導出する処理と、
前記少なくとも１つの信号特性に基づき、前記少なくとも１個の心拍周期に亘る心臓弁の前記弁状態を分類する処理と、
前記分類結果に基づいて前記弁状態を示す信号を生成する処理と、を含むことを特徴とする方法。
【請求項２】
前記導出された少なくとも１つの信号特性は、前記時系列信号の波形に基づくものであることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記少なくとも１つの信号特性が、
１個の心拍周期における最小信号値と最大信号値の差、
１個の心拍周期における最小信号値から最大信号値の間の信号の導関数の極値、
１個の心拍周期における最小信号値と最大信号値の差と所定数分の過去の心拍周期中の最大値との商、
極値を通る接線と最小値を通る接線との交点により定義される終値と、最小値との差（DUR）、
前記接線により区切られる面積（AREA）、
前記極値を通る接線と、前記最小値及び前記終値に対応する時系列信号の値とを結ぶ線との間の角度（α）、
のうちのいずれか１つを含むことを特徴とする請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
前記弁状態は、学習済の分類器（１６０）によって分類されることを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載の方法。
【請求項５】
請求項１から４のいずれか１項に記載の方法であって、２つ以上の信号特性を導出することを特徴とする方法。
【請求項６】
請求項１から４のいずれか１項に記載の方法であって、２つ以上の信号特性を導出すると共に、前記２つ以上の信号特性に基づき前記弁状態を分類することを特徴とする方法。
【請求項７】
前記少なくとも１個の心拍周期に亘る時系列信号は、それぞれ１個の心拍周期のみを含むデータセット（１２１，１３１，１７１）に分けられ、前記弁状態は、少なくとも２つのデータセットのために分類されることを特徴とする請求項１から６のいずれか１項に記載の方法。
【請求項８】
前記第１血圧は心室圧を表し、前記第２血圧は大動脈圧を表すことを特徴とする請求項１から７のいずれか１項に記載の方法。
【請求項９】
前記弁は、大動脈弁、僧帽弁、肺動脈弁、のいずれかであることを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１０】
心室圧を表す第１血圧と大動脈圧を表す第２血圧との圧力差に係る時系列信号を分類する分類器の学習方法であって、
１個の心拍周期にわたって弁が開いているときの心拍周期データを表す心拍時系列信号の第１群（１３０）から、少なくとも１つの信号特性（１５１から１５５）を導出する処理と、
１個の心拍周期にわたって弁が閉じているときの心拍周期データを表す心拍周期時系列信号の第２群（１２０）から、少なくとも１つの信号特性を導出する処理と、
前記少なくとも１つの信号特性に基づき、前記弁の開／閉状態を判別するように少なくとも１つの分類器（１６０）を学習する処理と、を含むことを特徴とする方法。
【請求項１１】
前記分類器は、ニューラルネットワーク式、サポートベクターマシン式、ガウス式、単純ベイズ式、決定木式、線形判別分析式、又はｋ近接法式の分類器からなることを特徴とする請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記少なくとも１つの分類器を、請求項１から９に係る方法を用いて分類するのに利用することを特徴とする請求項１０又は１１に記載の方法。
【請求項１３】
弁状態を示す信号（４１０）の生成方法であって、
少なくとも１個の心拍周期にわたる血液ポンプの血液の流れを表す時系列信号（６６０）を受信する処理と、
前記時系列信号から少なくとも１つの信号特性（１５１から１５５）を導出する処理と、
前記信号特性に基づき、少なくとも１個の心拍周期に亘る前記弁状態を分類する処理と、
前記分類結果に基づいて前記弁状態を示す信号を生成する処理と、を含むことを特徴とする方法。
【請求項１４】
血液ポンプの制御システムであって、
第１血圧と第２血圧との圧力差を表す時系列信号（６６０）を受信する受信ユニットと、
前記時系列信号から、少なくとも１つの信号特性（１５１から１５５）を導出する信号特性回路と、
血液ポンプ（６００）と動作可能に接続されると共に、前記少なくとも１つの信号特性に基づき、前記少なくとも１個の心拍周期に亘る少なくとも信号の一部の弁状態を分類するように構成された分類回路と、を備えることを特徴とする血液ポンプの制御システム。
【請求項１５】
前記分類回路は、前記分類結果に基づき、前記弁状態を示す信号を生成するように構成されたことを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記システムは、さらに前記血液ポンプと動作可能に接続されると共に、前記血液ポンプの可動要素の速度を調節するように構成された制御部を備え、
前記制御部は、弁状態インデックスVSI信号を受信し、前記VSI信号に基づいて前記速度を調節することを特徴とする請求項１４又は１５に記載のシステム。
【請求項１７】
弁の状態を判断する方法であって、
少なくとも１個の心拍周期にわたる第１血圧と第２血圧の圧力差を表す信号を検出する処理と、
前記少なくとも１個の心拍周期にわたる信号の時系列データから少なくとも１つの信号特性を導出し、前記信号特性に基づいて前記少なくとも１個の心拍周期中の弁状態を分類する処理と、を備えることを特徴とする方法。
【請求項１８】
請求項１から１３のいずれか１項に記載の方法を血液ポンプシステムに実行させる指示を記録したコンピュータで読取可能な媒体。
【請求項１９】
血液ポンプであって、
血液の軸方向推力を生み出す羽根を有したインペラを備えた中空体と、少なくとも部分的・積極的に安定化を図る磁気軸受装置と、を備え、
前記インペラは、モータステータと共に前記インペラの回転軸周りに回転するように設けられ、
前記中空体は、前記回転軸と実質的に平行な流入方向において前記中空体に血液を流入する入口と、流出方向において前記中空体にから前記血液を流出する出口とを備えることを特徴とする血液ポンプ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は血液ポンプ、より詳しくは、血液ポンプを制御する血液ポンプシステム、血液ポンプの速度を制御する方法、及び弁の状態を示す信号を生成する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
血液ポンプは、左心室若しくは右心室、又は両室を補助するために用いられる。いわゆる左心室補助装置（LVAD）や、右心室補助装置（RVAD）や、両室補助装置（BVAD）といった装置は、患者が心臓移植を待つ間、又は患者が心筋梗塞といった心臓の病気から回復するまでの間、心臓の力学的機能を維持するために利用される。なお、この明細書において、以下、当該心室補助装置をVADと呼ぶ。VADシステムは、患者の不快感を最小化するために体内に埋め込むこともできる。なお、当該ポンプによって圧送すべき血流量を判断するために血流を測定する方法が知られている。
【０００３】
VADシステムは、大動脈弁、僧帽弁、又は肺動脈弁といった心臓弁の１つを巡る血流を作り出すのに用いられることが多い。しかし、心臓弁の機能を維持することが望ましいため、ポンプの稼働中、心臓の伸縮といった心臓の１サイクル中の心臓弁の開閉状態を判断する必要がある。
【０００４】
特許文献１は血液ポンプの速度を制御する方法について開示する。かかる方法にあっては、モータ電流又は心臓の音響情報を用いて心房弁及び僧帽弁の状態を判断し、血液ポンプの速度を制御している。具体的には、弁の開閉状態を判断するため、特許文献１では、心音を聞き取って弁が開いているか否かを示す信号をマイクロプロセッサに出力する音響変換器を利用している。
【０００５】
また、特許文献２は血液ポンプについて開示する。かかる血液ポンプにあっては、左心室圧が大動脈圧と等しい場合又は左心室圧が動脈圧よりも大きい場合、大動脈弁が開いていると推定する。ここで、双方の圧力を測定するために、かかる血液ポンプは、流入路に設けられた第１センサと、流出路に設けられた第２センサとを有する。そして、特許文献２は、LVADの入流路の血圧が左心室圧を示し、流出路に設けられた第２センサが大動脈圧を示すものと推定している。ただし、かかる手法は、左心室圧が動脈圧以上であれば、大動脈弁が開いているとの推定に基づく。しかしながら、心室圧や動脈圧の値のみでは、大動脈弁の状態を精度よく推測することはできない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
したがって、上記した方法よりも精度よく弁の状態を判断できる血液ポンプの制御システムや血液ポンプの制御方法が必要となる。そこで、本願の第１の態様にあっては、弁の状態を示す信号を生成する方法について開示する。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本方法は、少なくとも１個の心拍周期における、第１血圧と第２血圧の圧力差を示す時系列信号を受信する処理を含む。
【０００８】
ここで、心拍周期とは、心収縮から少なくとも心臓の拡張期開始時までのデータを含むものと定義する。なお、第１の形態に関するいくつかの実施例と反するが、当該心拍周期の時系列信号は、心収縮から心臓拡張期の終点までの全サイクルにおける種々のデータを含むものである必要はない。即ち、各心拍周期のデータが、心収縮及び拡張期開始時までのデータを含むものであれば十分である。
【０００９】
当該圧力差を示す時系列信号は、２つの異なる時系列信号（即ち、各々が第１血圧又は第２血圧を示すものであって、それぞれ異なるセンサによって測定される信号）から取得することができる。しかし、当該圧力差を示す時系列信号は、圧力差センサのような１つのセンサや、血液ポンプの回転部材の軸方向変位を示す信号から取得するものであっても良い。また、圧力差を示す信号の例として、当該ポンプの軸受から取得される時系列信号であっても良い。一例として、軸受の測定コイルから受信した電圧時系列信号が挙げられる。測定コイルに対するインペラの位置は、当該測定コイルのインピーダンスの変化に対して線形関数によって表すことができ、インピーダンスの変化に起因する電圧時系列信号の変化は、ポンプの入出力間における圧力差とほぼ線形の関係にある。いくつかの例においては、上記した圧力差を示す信号に加えて、アキシャルポンプのモータから得られる電流又は電圧の時系列信号を用いることができる。ただし、モータ電流は、アキシャルポンプのバルブ開放を決める唯一の信号としては適していない。その他の実施例にあっては、弁の状態を判断するための時系列信号として、心室圧などの圧力信号を利用することもできる。
【００１０】
受信した信号は処理され、少なくとも１つの信号特性が当該処理された信号から得られる。ここで、信号特性は、当該信号の少なくとも２つのデータポイント間の関係でも良く、当該信号の導関数のような、当該信号の少なくとも２つのデータポイントから得られる値でも良い。時系列信号は時間領域あるいは周波数領域にて処理することができる。また、時系列信号はデジタルな方法又はアナログな方法で処理することができる。
【００１１】
換言すれば、信号特性は、信号から情報を抽出するものであり、弁の状態に関する側面を捉えると共に、全時系列信号のデータポイントに比して、用いられるデータポイントの数を少なくすることができる。
【００１２】
当該少なくとも１つの信号特性は、少なくとも１個の心拍周期における弁の状態を分類するのに用いられる。大動脈弁、僧帽弁、又は肺動脈弁の場合、弁の状態とは、「開状態」「閉状態」を意味する。分類器のような分類用の機構は、得られた信号特性を受信し、当該少なくとも１個の心拍周期中に弁が開状態か閉状態かを示す信号を出力する。
【００１３】
大動脈弁の場合、第１血圧が左心室圧を、第２血圧が大動脈圧（または、その逆）を示す。肺動脈弁の場合、第１血圧が右心室圧を、第２血圧が肺動脈圧（または、その逆）を示す。また、僧帽弁の場合、第１血圧が心房圧を、第２血圧が寝室圧（または、その逆）を示す。
【００１４】
分類器の出力に基づき、弁の状態を示す信号が生成され、この信号を用いてポンプ制御システムが運転パラメータ（具体的には、モータの回転速度）を調節する。なお、弁の状態を示す信号は、分類用の機構によって生成されるものであっても良い。
【００１５】
本方法は、ポンプの運転パラメータのみを用いて弁の状態を示す信号を生成することができる。必要性はともかく、例えば音響変換器や圧力差を検出するセンサシステムを組み込むとなお良い。センサシステムはポンプ本体に組み込むことができ、いくつかの実施例にあっては、時系列信号のデータは全てポンプケース内に設けられたセンサから取得される。即ち、ポンプケースの外側に設けられる追加のセンサ、例えば、心臓又は維管束組織に直接設けられた外部圧力センサ等、を用いる必要はない。
【００１６】
また、本願の第２の態様にあっては、第１の態様で示した弁の状態を示す信号を生成する方法であって、第１血圧領域と第２血圧領域の間におけるポンプの流れを示す時系列信号を利用する方法について開示する。したがって、少なくとも１つの信号特性は、当該流れを示す時系列信号から取得される。第１の態様に係る方法は圧力差を利用するものであるのに対し、第２の態様に係る方法は流量センサを利用する。なお、第１の態様に係る方法から得られたデータを用いた分類機構の方が、信号をより正確に分類することができる。
【００１７】
第１、第２の態様に係る一実施例にあっては、少なくとも１つの信号特性は時系列信号の波形に基づくものである。本願の発明者は、心収縮から少なくとも心臓の拡張期開始時までにおける圧力差やポンプの流れを示す信号波形の形状が、複数の信号特性を有しており、かつ、弁の開状態と閉状態とでそれぞれ異なる特性を示すことを発見した。なお、当該波形は非対称性を有し、信号特性を抽出するのに利用することができる。
【００１８】
別の実施例にあっては、当該少なくとも１つの信号特性は、以下に示す特性のうちの１つに基づくものであっても良い。また、以下では、大動脈弁に関する信号特性として種々の例を挙げるが、当業者であれば、これらの信号特性を僧帽弁や肺動脈弁の開口を示すものとして適用するには、どのような変更が必要かは当然に理解できるだろう。
【００１９】
第１の例にあっては、信号特性として、１個の心拍周期における信号値の最小値MINと最大値MAXの差PULSを表す信号を用いることができる。当該信号は、圧力差や流れを示すものである。ここで、当該差は、弁が当該心拍周期中に開いていたか否かの情報も含む。信号特性の別の例では、圧力差を示す信号の最小値から最大値の間における導関数の（正の）極値EXT_Vや、流れを示す信号の最大値から最小値の間における導関数の値（負の極値）を用いることができる。この極値（即ち最高値又は最小値）は、開弁時の心拍周期と非開弁時の心拍周期とを区別するのに用いられる。さらに別の例にあっては、信号特性として、MAX_NのPULSに対する商RELPULSを用いることができる。ここで、MAX_Nは、最初の心拍周期を含む所定回数分の心拍周期内における最大値に比例する値である。別の実施例にあっては、信号特性は、最小値と２つの接線の交点との間の時間間隔DURを示す。なお、第１の接線は最小値に対応するデータポイントを通る水平線であり、第２の接線は、導関数が極値（上記）を有するデータポイントを通る線である。別の実施例にあっては、信号特性は、極値を通る接線と、前記時間間隔DUR開始時の時系列値及び前記時間間隔DUR終了時の値に対応する時系列信号を結ぶ線との間の角度ANGLEを表す。別の実施例では、信号特性は、上記２つの接線と信号値に囲まれる面積AREAを表す。なお、少なくとも１個の心拍周期における弁状態を分類する際には、これらの信号特性を互いに組み合わせたり、さらに別の信号特性と組み合わせたりして利用することもできる。また、別の実施例にあっては、特性AREAを選択し、さらに、任意で少なくとももう１つ信号特性を選択する。
【００２０】
上記した例にあっては、信号のデータポイントの値を他のデータポイントの値と比較することにより、人体の生理学的データにおいてしばしば見受けられる傾向であって、データの値に作用を及ぼすことの多い（ただし、データ内の内容そのものにまでは作用を及ぼさない）傾向の影響を減少させることができる。この結果、分類器の信頼性を向上させることができる。また、データポイントの値の符号といった他の信号特性は、一又は複数の心拍周期においてデータポイントの値を比較することで得られる上記値の補足に用いることができる。
【００２１】
以上から、時系列信号より少なくとも１つ以上の信号特性を取り出すことにより、上記した分類も１つ以上の信号特性に基づいて行うことができる。
【００２２】
また、別の実施例にあっては、少なくとも１個の心拍周期に亘る時系列信号を解析すると共に、必要であれば、信号フラグメント（即ち、信号のサブセット）として分割される。ここで、各信号フラグメント（各サブセットの信号）は、１個の心拍周期分のみのデータを有している。なお、他の実施例にあっては、余分なデータを取り除くようにしても良い。この分割により、上記分類処理結果の質を向上させることもできる。また、信号特性を抽出する際には、信号を心拍一回分のみの信号に分割して事前に解析を行ったり、信号区間を分割したりすることで、当該信号特性を分類器に送る前に対象となる点を検出し、精度を向上させるようにすることも好ましい。そして、信号区間又は検出された対象点が正確に検出されて区分けされているかが判断される。なお、かかる判断は、別個の分類システムによって行うことができる。
【００２３】
後述するように、信号特性は弁状態が既知の心拍周期から取得するようにしても良い。そして、学習済の分類器が、得られた信号特性の１つ又はそれ以上に基づいて分類を行う。
【００２４】
本願の第３の態様にあっては、弁状態に関する時系列信号を分類する分類器の学習方法について開示する。なお、各時系列信号は、圧力差や流れ、又は当該信号から得ることのできる少なくとも１つの信号特性を示す。
【００２５】
分類器を学習させるべく、第１の時系列信号グループと第２の時系列信号グループが生成される。第１の時系列グループの各信号は、開弁状態にあるときの少なくとも１個の心拍周期を表すものである。また、第２の時系列グループは心臓のデータを表し、その各信号は、閉弁状態にあるときの少なくとも１個の心拍周期のデータを表すものである。
【００２６】
第１、第２グループの信号は、VAD装置を埋め込んだ患者の状態と似た状態を示す患者から記録することができる。記録された信号は、医師によってさらなる解析、分類が行われて開閉状態が判断される。あるいは、第１、第２グループの信号は、VAD装置を埋め込んだ患者から記録し、同時に、音響変換機を用いて心音を記録しても良い。心音を用いることで、大動脈弁、肺動脈弁、又は僧帽弁が開いているか閉じているかをより正確に分類できるようになる。また、別の実施例にあっては、超音波イメージを使って弁の開閉状態を判断しながら第１、第２グループの信号を記録するようにしても良い。超音波による記録は、心拍周期が第１、第２グループのどちらに属するかを判定するために用いられる。時系列信号と対応する心音を組み合わせることにより、非常に精度の良い信号の分類を行うことが可能となる。
【００２７】
時系列信号を「開」、「閉」、又は「不明」とした後も、信頼性のある結論が出せない場合には、第１、第２グループの各信号から少なくとも１つの信号特性を取得する。
【００２８】
当該少なくとも１つの信号特性は、分類器が、弁状態を、例えば「開状態」「閉状態」のうちのいずれかに判別できるよう学習するために用いられる。なお、「おそらく開状態」、「おそらく閉状態」、「不明」といったその他の状態を含むものであっても良い。
【００２９】
例えば、先行技術において開示されているいくつかの分類器を用いることができる。学習される分類器の具体例として、ニューラルネットワーク式、サポートベクターマシン式、ガウス式、単純ベイズ式、決定木式、ｋ近接法式、が挙げられる。また、その他の線形分類器や非線形分類器といった分類器を用いても良い。
【００３０】
上記した分類器の学習後、当該分類器を第１、第２の態様の方法のいずれかにおいて分類機構として用いることができる。学習した分類器は、ソフトウェア、ファームウェア、ハードウェア、又は電子回路といった、機械的に実行可能な命令として実現できる。また、第１、第２の態様の方法はコンピュータで実行可能なソフトウェア、ファームウェア、ハードウェア、電子回路、又はこれらの組合せとして実現できる。また、これらの方法は、血液ポンプ、血液ポンプ若しくは電子回路としての血液ポンプ制御器を備えるシステム、コンピュータハードウェア、ファームウェア、ソフトウェア、又はこれらの組合せとして実現できる。なお、これらはプロセッサによって実行可能なプログラム、プロセッサによって読取可能な信号等を含む。
【００３１】
本願の第４の態様にあっては、圧力差を示す時系列信号を受信する手段を備えた血液ポンプ制御システムについて開示する。かかる手段は、当該ポンプに設けられた信号検出回路、当該ポンプ用制御システム、又はポンプと当該ポンプ用制御システムとの間をつなぐ信号データバスを含み得る。
【００３２】
さらに、本システムは、時系列信号から少なくとも１つの信号特性を取得する信号特性回路を有する。信号特性回路は、例えば、１のサブセットの各信号が１個の心拍周期を含むものとなるよう、必要に応じて信号をサブセットに分割して分析を行うと共に、時系列信号又はサブセットから少なくとも１つの信号特性を取得するマイクロコンピュータやプロセッサを有するものであっても良い。
【００３３】
当該少なくとも１つの信号特性（全時系列信号又はサブセットの各信号のデータ量に対してごく小さなデータ量のみを表す特性であっても良い）は、分類回路に入力される。なお、当該分類回路は、別個の構成要素、又は信号特性回路においても使用される構成要素を有することができる。分類回路は、上記した学習済み分類器のようなルーチンにより、開状態又は閉状態の心拍周期と対応するように信号やサブセットの信号を分類する。なお、この明細書において「閉」とは「開いていないこと」を意味するが、「おそらく開」又は「不明」といった複数の状態を含んだ概念としても良い。分類用の機構は、当該少なくとも１つの信号特性を解析し、弁状態を示す信号を出力する。出力される信号はカウンタの更新記録（実行時間中のカウンタの更新記録）を含んでいても良く、また各時系列信号に対し、各弁状態を表す信号からなるラベルを付しても良い。
【００３４】
ただし、分類による出力信号は、さらに別の回路において弁状態を示す信号を生成するのに利用されても良い。
【００３５】
一実施例にあっては、当該弁状態を示す信号は、弁状態指標VSIを構築するのに利用される。弁状態指標は、例えば、分類信号の数に対する、分類された信号中の開弁状態の発生数を示す開弁指標VOI、又は、分類信号の数に対する、分類された信号中の閉弁状態の発生数を示す閉弁指標VCIからなる。なお、VSIは、ポンプの可動部材（例えばロータ、ピストン、膜）の速度を調節する制御ループの一部として利用することができる。
【００３６】
VSIはメモリに記録され、弁状態を示す信号によって更新される。VSIは、弁状態を示す有用な信号から算出することにより構築できる。例えば、弁状態を示す複数の信号をメモリに記録すると共に、過去の信号に由来する値を、新たな信号に由来する値から削除することにより実VSIを示す値を導く。なお、実VSIは所定心拍周期数又は所定期間における指標を示す。
【００３７】
実VSIは目標VSIと比較され、当該実VSIと目標VSIとの比較結果に基づいてポンプ速度が調節される。例えば、VSIがVOIであって、当該VOIが、所定心拍周期数の間に、ポンプ動作による所望の治療効果を得るために必要とされる十分な回数だけ弁が開いていないことを示している場合、ポンプ速度を減速する必要がある。VSIがVCIの場合には、弁の閉じる回数が多過ぎる場合にポンプ速度が減速される。
【００３８】
なお、VOIとVCIのどちらを用いるかは、医師や所望の治療効果に応じて選ぶことができる。例えば、選択された分類器が、弁の開閉状態を正確に判断するための感度や特異性の影響を受けるかも知れない。即ち、高い特殊性や感度が要求されているか否かによってVOI又はVCIが選択される。
【００３９】
本願の別の態様においては、ポンプ速度の制御方法を提供する。本方法にあっては、弁状態を示す複数の信号から弁状態指標VSIを構築し、当該VSIに基づいてポンプ速度を調整する。好ましくは、弁状態を示す信号は、上記した方法又はシステムによって解析される時系列信号からなる。
【００４０】
多くのポンプは、ポンプの運転に脈動性指標PIを利用する。但し、一般的にPIは圧力、モータ電流、圧力差等の測定値に基づき定まるものであり、生理的な現象と直接関連するものではない。また、VSIは、心拍周期の時系列データと、心拍周期数に対応して弁状態が発生するという知見とに基づいて構築される。したがって、ポンプの動作は個々の患者毎に調節される。
【００４１】
弁状態指標を利用することで、弁の開閉動作という生理学的効果に対するポンプ動作の利益を生み出すことができる。一実施例における指標は、第１の心拍周期数と、第１の心拍周期数中の第２の心拍周期数数との商を示す。なお、第２の数は、選択された弁状態（開状態又は閉状態）の発生回数を表す。即ち、上記指標は、全弁状態に対する選択された弁状態の発生割合を表している。
【００４２】
別の実施例にあっては、VSIは即時更新される。即ち、初期VSI又は初回のVSI構築後に定まる弁状態表示を用いてVSIが更新される。例えば、最も古い弁状態表示を新たな弁状態表示と置き換えることで、実VSI又は現VSIは、所定時間間隔のみ又は所定弁状態表示数のみ遅れた値を示すこととなる。
【００４３】
当該更新は、例えば、新たな弁状態の表示の度、弁状態表示の５回毎、１０回毎、若しくは１００回毎に、又は新たな弁状態が選択される度に、又は選択されたバルブ状態表示の５回毎、１０回毎、若しくは１００回毎に、又は所定時間間隔ごとに実行することができる。これにより、過去１秒間、１分間、１０分間で記録された弁状態表示を用いて（例えば、新たな弁状態表示データを取得する１分前、５分前、１０分前、又は１時間前の過去のデータ及び新たなデータを用いて）VSIを更新することができる。定期的な更新は現VSIを反映するものであると共に、稀に、本来は通常の状況下で起こるべきことが不規則な形で生じた（例えば、選択した弁状態が発生しない場合等）としても、この影響を緩和させることができる。
【００４４】
さらに別の実施例にあっては、心拍周期の時系列データから得られる所定弁状態表示総数が用いられる。例えば、５０個、１００個、２００個、３５０個、１０００個、あるいはそれ以上の数を用いて弁状態指標を決める。これにより、当該指標の算出及び構築のために記録しておかなければならないデータ量を削減することができる。
【００４５】
さらに別の実施例にあっては、VSIは閉ループ制御システムの一部として利用される。現VSIを求めた後、現VSIが目標VSIに近づくようポンプ速度を増加又は減少させる。例えば、選択された弁状態が大動脈弁の開弁状態である場合（即ち、VSIが開弁指標VOIである場合）、低VOIは、大動脈弁を開くことができないほどにポンプが血液を送り過ぎていることを示す。したがって、いくつかの治療プログラムでは、VOIを目標VOIまで上昇させるためにポンプ速度を減少する。
【００４６】
別の実施例にあっては、ポンプ速度を調節した後の圧力、圧力差、ポンプの流れを測定し、その測定結果からさらなる弁状態表示を取得する。これにより、現VSIが目標VSIに近づいているか否かを確認することができる。いくつかの実施例にあっては、現VSIと目標VSIとの乖離の程度に応じて、所定時間間隔又は所定心拍周期数を、初期の大きな値から小さな値へ（あるいはその逆へ）変更するものであっても良い。VSIはより現状を反映した値であることから、現VSIを目標VSIに向けて大きく変化させるためには、時間間隔を短くしたり、弁状態表示数を少なくしたりしても良い。
【００４７】
また、いくつかの実施例にあっては、目標VSIは単一の数値ではなく、幅をもって表される。かかる構成とすることにより、目標VSIの範囲内で本システムを稼働できるという利点があり、閉ループ制御において、ポンプ速度を絶えず調節する必要性を低減できる。当該幅は、開区間でも閉区間でも良く、例えば、０〜１の間で表される指標において０．１又は０．０５未満の幅であっても良い。
【００４８】
本願の別の態様にあっては、血液ポンプの制御システムを開示する。本システムは、血液系弁の弁状態を示す信号を受信する手段を有する制御ユニットを備える。当該手段は、例えば、アナログ又はデジタル信号の処理回路である。また、本システムは、受信した信号に基づいてVSIを算出する信号処理回路を備える。信号処理回路は弁状態を示す信号を受信する手段と同一のものであっても良い。また、制御ユニットは（ケーブル又は無線で）血液ポンプのモータに接続されたモータコントローラと動作可能に接続される。なお、血液ポンプの速度はVSIに基づいて調節できる。
【００４９】
また、ポンプシステムも、（制御ユニットや他のユニットが弁状態を示す信号を導くのに用いている）圧力差といった信号を測定する手段を有する場合には、当該制御システムは閉ループ制御系として設計される。
【００５０】
また、別の実施例にあっては、本システムは、モータ、流出入路、当該流入路、及び流出路間において流れを産み出すロータ、ピストン、可動膜といた可動要素、を有する血液ポンプを備える。
【００５１】
また、別の実施例にあっては、本システムは、現VSIと目標VSIとを比較する比較回路と、比較結果を示す比較信号を受信すると共に当該比較信号に基づいてポンプ速度を調節するようモータコントローラに信号を送信する信号処理回路とを備える。当該比較回路は、自動閉ループシステムに役立つものである。
【００５２】
さらなる態様や実施例については、特許請求の範囲の記載、及び、後述し、図示する特定の実施例に係る説明から理解可能である。なお、以下の特定の実施例では本発明に係る方法やシステムの動作に必要な要素以上の要素についても示されている。なお、図やこれに関連する説明によって表現される要素については、追って単独で権利請求されるかも知れない。また、ある特定の実施例に示される要素は、他の実施例に示される要素と組み合わされても良い。
【００５３】
別の態様にあっては、血液ポンプは、インペラに沿って血液の軸方向推力を生み出すための羽根を有したインペラが設けられた中空体と、少なくとも部分的・積極的に安定化を図る磁気軸受装置と、好ましくは（必須ではないが）、インペラ用の動圧軸受装置と、を備える。当該インペラは、好ましくは（必須ではないが）中空体の外側に配置されたモータステータと共にインペラの回転軸周りに回転可能に設けられる。当該中空体は、実質的に回転軸に平行な流入方向において中空体に血液を流し入れる入口と、流出方向において中空体から血液を流し出す出口とを有する。好ましくは（必須ではないが）、当該出口をインペラの回転軸に対してずらして配置し、流入方向と流出方向の間の流出角度がゼロではない角度となるようにしている。
【００５４】
実施例によれば、インペラの上流側及び下流側には永久磁石が配置され、当該ポンプは、軸方向においてインペラを積極的に安定化させるための少なくとも１つのアクチュエータ・リング・コイルを備える。なお、いくつかの実施例にあっては、アクチュエータ・コイルは１つのみである。
【００５５】
アクチュエータ・リングには、インペラを常に軸方向に安定化させるための実施例がいくつかある。
【００５６】
第１の実施例では、少なくとも一方の永久磁石に磁束を伝達する鉄製のヨークを用いることで、単一のアクチュエータ・リング・コイルが上流側及び下流側永久磁石の双方に作用する。当該アクチュエータ・リング・コイルは他方の磁石に直接作用する。
【００５７】
第２の実施例では、少なくとも１つのアクチュエータ・コイルは上流側又は下流側永久磁石の一方にのみ作用し、他方の永久磁石は受動型の軸受として構成される。なお、必須ではないが、受動型の軸受が、互いに引きつけられてインペラを所望の方向に引く「ばね」として作用する２つの磁石を備えるようにすることもできる。かかる場合、当該１つのアクチュエータの磁束によって生じる推力は、当該ばねの力と逆方向に作用する。
【００５８】
これらの軸安定化配置において、インペラの上流側及び下流側永久磁石の一方のみ、あるいは両方が、インペラの目標軸方向からのずれを検出するセンサ系を備える。ある実施例にあっては、当該少なくとも１つのセンサ系は、インペラの目標軸方向からのずれを修正するアクチュエータ・リングと相互に作用する。
【００５９】
後述するように、中空体の内径は、インペラの接線方向に沿って出口まで延びる排出路を形成するために拡大されている。なお、当該排出路は中空体から血液を排出するためのものである。好ましくは（必須ではないが）、排出路の中心はインペラの回転軸の軸方向からずれている。これにより、流出路は、カタツムリの殻に似た形状を有し、断面視において徐々に拡がるだけでなく、インペラの軸方向に徐々にずれていく。
【００６０】
いくつかの実施例にあっては、インペラは、中空体内面壁との間に１つ又は複数の環状の間隙を形成する支持リングを有する。かかる支持リングは、好ましくは回転対称の中空シリンダを形成し、異なる幅を有するように設計されると共に、インペラの最適な安定化（特に、インペラの傾きに対する安定化）を実現するため、任意の位置でインペラに固定されるものであっても良い。ここで、支持リングは、特に効果的な形でインペラの不均衡を補うものであっても良い。具体的には、排出路の流れ方向上流に支持リングを直接設けることで、インペラの安定化に寄与することができる。
【００６１】
本ポンプは、本願を通して説明する血液ポンプ制御システムを備えるものでも良く、本願に記載されるポンプ速度を調整する方法と組み合わされるものであっても良い。
【図面の簡単な説明】
【００６２】
【図１】図１は、１個の心拍周期における理想的なウィガーズ図と、対応する圧力差及び流量を示す。
【図２】図２は、理想的な圧力差及び流量カーブと現実的な時系列圧力差及び流量データとの比較を示す。
【図３】図３は、時系列データから得られる例示的な信号特性を示す。
【図４】図４は、心拍周期の弁状態を分類する、学習済み分類器の一例を示す。
【図５】図５は、分類スキームを示す。
【図６】図６は、血液ポンプ制御システムの閉ループ制御を示す。
【図７】図７は、ポンプの可動部材たるロータの回転数に対する大動脈弁の開弁指標を示す。
【図８】図８は、現弁状態を判断するためのスライディング・ウィンドウ・アプローチの例を示す。
【図９】図９は、血液ポンプと血液ポンプ制御システムの例を示す。
【図１０ａ】図１０ａは、血液ポンプのより詳細な実施例を示す。
【図１０ｂ】図１０ｂは、血液ポンプのより詳細な実施例を示す。
【発明を実施するための形態】
【００６３】
図１は、心拍周期に対し、上部のウィガーズ図と、大動脈圧と左心室圧の圧力差の理想図（中央部）と、心室を流れる血流量（下部）と、を示す。なお、圧力の単位は全てmmHgであり、流量（流速）の単位はmlである。これらの曲線は、ヒトの心臓を表す。
【００６４】
図の上部には、大動脈圧１、左心室圧２、及び左心房圧３の理想的な圧力曲線を示す。時刻ｔ０において僧帽弁は閉じており、大動脈弁が開く時刻ｔ１まで等容性収縮の状態にある。続けて、時刻ｔ２で大動脈弁が閉じるまで、左心室から大動脈に血液が送られる。僧帽弁が閉じてから大動脈弁が閉じるまでの期間が心収縮期である。左心室は、僧帽弁が再び開く時刻ｔ３まで等容性の状態で緩和した状態にある。また、時刻ｔ３で僧帽弁が開くと血液は左心室に急激に流れる。この急激な流れは時刻ｔ４からの拡張期において緩やかになる。そして、時刻ｔ５で心房収縮期が始まり、時刻ｔ６で心室の充填が終了する。また、時刻ｔ６で僧帽弁が再び開き当該心拍周期が終了する。
【００６５】
中央部及び下部には、心拍周期における圧力差４及び血流量５を示す。大動脈弁が開いて直ぐに、圧力差は最低値ａに達する。その後、時刻ｔ２で大動脈弁が閉じるまで、圧力差は少しずつ上昇していく。時刻ｔ２を過ぎると、圧力差は急激に上昇し、時刻ｔ３で最大値ｄ１に達する。その後、僧帽弁が完全に閉じるまで圧力差は僅かに低下していく。
【００６６】
対応する血流量５は、概ね圧力差の曲線を反転したような形になる。即ち、血流量は僧帽弁が開くまで僅かに上昇し、その後大動脈弁が開くまで急激に上昇する。そして、僧帽弁が開くまでの間、流量はしばらく高い状態を維持しつつ僅かに低下し、大動脈弁が閉じるとそこから急激に低下する。
【００６７】
図２ａ、ｂは、図１の圧力差４及び血流量５を示す。また、図２ｃと図２ｄは、それぞれ当該圧力差及び血流量をより現実的な時系列データとして示す。図から明らかなように、理想的な曲線は単なる例示に過ぎない。しかし、当該時系列の最低値や最大値といった特徴点は現実的な時系列データの中からも見つけることができる。
【００６８】
図３ａは大動脈弁が開いているときの圧力差の時系列信号の例である。また、図３ｂは大動脈弁が閉じている際の心拍周期を示す。なお、図３ａ及び３ｂに示す２つの時系列はノイズやサンプリング効果を含む。２つの時系列の違いは、心室収縮期及び心室の等容性弛緩期に特に顕著である。また、本願の発明者は、大動脈弁が開いた状態及び大動脈弁が閉じた状態の心拍周期において最大値と最小値は大きく変化するものの、大動脈弁が閉じた状態の心拍周期におけるPULSは、他の心拍周期と比較しても大きく変化せず、かつ、その変化は、大動脈弁が開いた状態の心拍周期におけるPULSよりも比較的小さくなることを見出した。かかる点は、特定の心拍周期において大動脈弁が開いているか閉じているかを判断するための信頼性のある分類体系を構築するのにあまり適さない圧力時系列データの最大値及び最小値とは対照的に、圧力差を見ればよく理解できる。
【００６９】
即ち、圧力差の時系列を見ることで、弁状態（開弁又は閉弁）を正確に判断する上でその信頼性を向上させることができる。なお、圧力差（若しくは流量）の最小値や最大値といった特徴点の絶対値も当該信頼性に対してポジティブな効果を奏す。しかし、少なくとも１つの異なる信号特性を利用することで、上記した分類処理や分類処理全体に対する信頼性をより大きく向上させることができる。
【００７０】
図３ａ，３ｃでは、時系列データの他に、最小値ａ、最大値ｄ、及び最小値ａを通る接線（即ち、横線）と、値ａ及びｄの間の極値ｂを通る接線（即ち、当該時系列の導関数の極値を通る接線）、を示す。また、当該２つの接線及び時系列で区切られた領域を塗り潰して描く。
【００７１】
ここに示すデータサンプルにおいて、開弁状態及び閉弁状態のAREAが互いに大きく異なっていることは明らかである。そこで、時系列の絶対値を越える曲線から信号特性（即ち高次信号特性）を取得することにより、弁が開いている場合の心拍周期と弁が閉じている場合の心拍周期の違いを判別することが容易になる。
【００７２】
図３ｃは時系列値、最小値ａ、横線、及び極値ｂを通る接線、接線と時系列とで区切られた面積AREA、極値ｂを通る接線と時系列初期の値を通る線（点ａと、間隔DURの最後に対応する点ｃとを通る線）との間の角度α（ANGLE）、を示す。なお、これらは高次信号特性の例に過ぎず、他の例であっても良い。例えば、同様の値は心室収縮期の開始前若しくは開始直後の最大値と最小値ａの間で得ても良い。
【００７３】
なお、大動脈弁が開いているときの心拍周期におけるAREAは、平均して、大動脈弁が閉じているときの心拍周期において対応する面積よりも大きくなることが分かっている。また、最小値ａの時点と２つの接線が交差する点との間の時間間隔も、平均して、大動脈弁が開いているときの心拍周期の方が、大動脈弁が閉じているときの心拍周期よりも長くなる。
【００７４】
また、高次信号特性のその他の例として、最小値ａと最大値ｂの差が挙げられる。また、心拍周期を１つ以上含む信号特性の例として、現心拍周期の最小値と、過去の複数の心拍周期に亘る最大値ｄとの差を用いても良い。なお、用いられる心拍周期の数は予め定めても良く、ランダムに定めても良い。例えば、その数は２個から１０個とすることができる。また、例えば、信号特性から得られる数値を信号周期の長さで割る等することで、信号特性を対応する心拍数に正規化することができる。かかる構成とすることで、異なるデータを比較して心拍周期の弁状態を導く場合に優位である。
【００７５】
なお、単一の信号特性によっても弁状態の判断の信頼性を向上させることができるが、複数の信号特性を解析し、オンラインデータの分類処理の際にこれら複数の信号特性を用いることで当該信頼性をさらに向上させることができる。
【００７６】
また、時系列データは前処理され、いくつかの実施例にあっては、サンプリングされると共に／又は副信号のセットに振り分けられる。なお、各サブセットは１個の心拍周期のみを含む。ただし、信号特性は複数の心拍周期を含む時系列から導くことができる。
【００７７】
その後、信号処理回路又は信号処理ソフトウェアが既知の信号処理ルーチンに基づいて特定のデータポイント（例えば、最小値、最大値、及び極値）を特定する。特定された値から信号特性が構築されると共に、当該信号特性は、信号特性が抽出された心拍周期を分類するのに用いられる。１個の心拍周期に係る圧力差信号の時系列データは、相当なデータ量を有するが、分類に用いられる信号特性や、いくつかの実施例にあっては、タイムスタンプ又はＩＤ番号を示すデータポイントの小さなセットに崩される。また、１つ又は複数の信号特性及びタイムスタンプやＩＤ番号を含んだ当該データポイントの小さなセットは、各心拍周期の弁状態を判断するのに利用できる。当該弁状態（具体的には、弁状態を示す信号）は、弁状態指標の目標範囲に応じて（即ち、現弁状態指標が目標範囲と等しいか、目標範囲よりも小さいか大きいかに応じて）ポンプ速度を維持したり、加速したり、減速したりしてポンプ動作を制御するのに用いられる。
【００７８】
上記の実施例にあっては、圧力差や流量の時系列データは、信号特性及び当該時系列データの高次信号特性を表すベクターに減少される。なお、いくつかの実施例にあっては、判断済みの心拍ごとに単一のベクターが保持される。そして、当該ベクターは、さらに、単一の値に減少される。ここで、当該単一の値とは、当該ベクターが選択された又は学習した分類器に入力された際に弁状態が開いているか閉じているかを示す値である。しかし、信号特性のベクターを取得すると共に、当該ベクターを保持したり、追って当該ベクターを分類器に導入して弁状態を取得したりする代わりに、当該ベクターから直接弁状態を取得することもできる。また、いくつかの実施例にあっては時間情報を保持する一方、他の実施例にあっては時間情報を保持せず、特定の心拍において弁が開いているか閉じているかといった情報のみを保持するものであっても良い。なお、これらの実施例にあっては、弁の正確な開閉タイミングは必要ではない。
【００７９】
上述した実施例にあっては、１種類のみの時系列信号が解析され、この１種類の信号から信号特性が抽出される。ただし、１種類以上の時系列信号から信号特性を抽出しても良い。１種類以上の信号に基づく信号特性を用いることで、分類に係る全体の精度を向上できる。
【００８０】
なお、心臓の時系列データを、１個の心拍周期のみを含むサブセットデータに区切ることは従来から良く知られており、これにより、例えば、圧力差曲線の極小値を検出することができる。あるいは、心電図の信号処理として知られる方法を用いることもできる。また、本明細書に記載される方法、システム、装置は、サンプリングや時系列データの前処理をする方法を含み、当該時系列データを分析すると共に弁状態を判断することもできる。
【００８１】
図４は、分類器の学習法と、解析される実時系列データから弁状態を導き出す際に学習した分類器をどのように利用するのか（例えば、オンラインで行うのか、時系列データを
格納するのか等）を示す概略図である。
【００８２】
図４は、心拍の時系列データを分類する分類器の学習方法に係る実施例を示す。
【００８３】
分類器１１０の学習方法１００は、１個以上の心拍周期に亘り記録された少なくとも１種類の時系列信号から信号特性を選択する処理を含む。
【００８４】
本実施例では、分類器は、左心室と大動脈の圧力差に関する時系列データの最小値と最大値の差、を含む５つの信号特性を有する。この信号は、１個の心拍周期の間に大動脈弁が開いているか閉じているかを区別する分類器の学習に非常に適している。しかし、肺動脈弁の弁状態を区別するのに適した右心室と肺動脈の圧力差や、心房と心室を連結する僧帽弁の状態を区別するに非常に適した当該心房と対応する心室との圧力差などの信号を用いることもできる。また、いくつかの実施例にあっては、当該信号は、ポンプを流れる流量であっても良い。他の実施例にあっては、一心拍中の弁状態を導く信号として心室圧を利用しても良い。特に、圧力差を示す信号としての高次信号特性が似ている場合や、高次信号特性（あるいは信号特性のいずれか一つ）が弁状態と互いに関連するような場合にはそのようなことが考えられる。
【００８５】
本実施例にあっては、時系列データは、予め単一の心拍周期のみのデータを含むサブセクションに分けられている。図４において、大動脈弁が閉じている間の心拍周期に亘る時系列データのデータセットを符号１２０で示す。また、大動脈弁が開いている間の心拍周期に亘る時系列データのデータセットを符号１３０で示す。データセット１２０及び１３０は、それぞれ複数のサブセクション１２１，１３１を含む。複数のサブセクションへの分割は、信号前処理回路又はアルゴリズム１４０において実行される。また、通常、サブセクションや時系列データの前処理には、ハイパスフィルタ、ローパスフィルタ、バンドパスフィルタ、アナログデータのサンプリング等の標準処理も含まれる。複数のサブセクション１２１及び１３１は、それぞれ信号特性回路又は信号特性アルゴリズム１５０によって処理され、解析されるサブセクションから少なくとも１つの信号特性が導き出される。また、信号特性１５２から１５５は、同一の回路又はアルゴリズムによって、又は、別の実施例にあっては、追加の回路又はアルゴリズムによって導き出される。即ち、複数のサブセクションの各々に対し、一つ以上の信号特性１５１から１５５が導き出される。図４に示す実施例にあっては、信号特性１５１から１５５はベクター１５６としてグループ化される。ベクター１５６は分類器１１０の学習に用いられるものであるが、当該分類器はそれ以外のベクター及び／又はベクターを一切用いずに学習するものであっても良い。ここで、本分類器は単純ベイズ分類器であり、データセット１２０と１３０の違いを認識するための学習をする。よって、学習済みの分類器を用いて実データを確実に分類することができる。なお、各サブセクションが開弁時を含んでいるか否かは既知であると考えられるため、弁状態が未知であるデータを正確に分類できるよう当該分類器の学習を行うことができる。また、理論や数式、選択された分類期の過去の背景から、特異性及び感度の理想間隔または理想的な信頼性を有する学習済み分類器を得るには、各データセットからいくつのサブセクションが必要かを推測することができる。また、全体の７０％以上で実データを正確に分類するために信頼性尺度を式化しても良い。また、上記特異性及び感度の閾値に関し、分類器に係るいくつかのアプリケーションでは、現データが、弁が開いている際又は弁が閉じている際の心拍周期のいずれを示すデータかを確認するため、即ち、偽陽性の結果がでる回数を減らすために当該分類器を用いている。同様のことは、偽陰性の回数を減らすことを目的とする感度に対しても適用できる。ただし、これらの閾値を適用する場合は、偽陽性と偽陰性とを区別できるよう、弁が開いた状態と閉じた状態がそれぞれ正か負かを定めておく必要がある。
【００８６】
分類器１１０は、ハードワイヤード、ソフトウェア、又はファームウェア用アルゴリズムであり、弁状態（この実施例にあっては、大動脈弁の弁状態）が既知の心拍周期を含む信号の時系列データによって学習される。学習済の分類器は、信号分類回路やアルゴリズムにアップロードされて実データの分類に利用される。
【００８７】
さらに、データセット１２０及び１３０で用いられる信号形式に対応する信号形式の実時系列データ１７０に対する学習済み分類器の適用について示す。なお、データセット１２０及び１３０は予めサブセクションに前処理されている。各サブセクション１７１について、１つ以上の信号特性１５１から１５５が導かれる又は抽出される。ここで、これら信号特性は、分類器１１０の学習に利用された信号特性を含んでいる。学習済の分類器はベクター１７６を読み取り、これを、弁が開いている状態「OPEN（１８０）」またはそれ以外の状態「CLOSED（１９０）」の心拍周期を表すものとして分類する。
【００８８】
分類器の学習及び分類器の適用のいずれも、単一のポンプの回路を用いて実行される。ただし、分類器の学習を外部で行い、学習済の分類器を血液ポンプの制御システムにアップロードしても良い。
【００８９】
なお、この実施例にあっては単一の分類器のみを用いているが、他の実施例にあっては複数の分類器を用いても良い。追加する分類器は、サポートベクターマシンやｋ近接法分類器、ニューラルネットワーク（例えば、隠れ層を有するフィードフォーワード式）のような、異なるタイプの分類器でも良い。異なる分類器は異なる利点及び欠点を有することから、複数の分類器を採用することで分類の信頼性を向上させることができる。これに加えて又は任意で、追加する分類器は異なる信号特性に対して動作するものであっても良い。異なる分類器を用いて異なる信号特性の処理を組み合わせることで、いくつかの実施例にあっては分類の信頼性を向上させることができる。
【００９０】
図５は、分類スキーム２００の概略を示す。先ず、任意のステップとして、分類スキームは、右心室と肺動脈の間の流量を示す時系列信号を受信する。当該信号も前処理されたものであり、そのサブセクションは１個の心拍周期からのデータのみを含む。このデータから、ステップ２１０において信号特性が得られる。得られた信号特性は、ステップ２２０において学習済み分類器に供給される。学習済み分類器は、当該心拍周期に対して開肺動脈弁又は閉肺動脈弁のラベルを付す（即ち、開／閉状態の心拍周期に分類する）。なお、弁状態を導くために用いられた時系列のサブセクションについては、それ以上、そのデータは弁状態を判断する上で必要なくなる。そのため、いくつかの実施例にあっては当該データを破棄しても良い。ただし、別の実施例において、分類器が僅かな差でしか弁状態を分類することができないような場合には、当該データを記録しておいても良い。この場合、サブセクションのデータは、例えば学習済み分類器をさらに向上させるのに用いることができる。
【００９１】
また、本願の発明者たちは、特に圧力差曲線において、大動脈弁が開いている場合の心拍周期と大動脈弁が閉じている場合の心拍周期との間に大きな違いが表れることを発見した。
【００９２】
なお、前述の図面は、異なる心拍周期が、弁の開閉状態に応じてどのようにして分類されるかを示すのに用いた。かかる分類は、図６から図８に示すように、血液ポンプシステムの制御にも利用することができる。
【００９３】
図６は、血液ポンプシステムの閉ループ制御システム３００を示す。ここで、制御されるべき運転パラメータはポンプ速度である。なお、多くのパラメータを用いることが可能であるが、本実施例にあっては、ポンプの出力部が０度でなく、好適には、当該軸流ポンプの軸に対して９０度の角度で設けられた軸流ポンプからなる。このようなポンプを用いた実施例としては、米国特願１３／５０５，３６８、１４／１１５，４２５、１４／１１５，４６０があり、その全内容は、本明細書に組み込まれる。具体的には、いくつかの実施例では、少なくとも回転時に２つのハブ間に吊るされるロータを備える。即ち、当該２つのハブは、軸方向においてロータの両側に接するように設けられる。ただし、後述する制御方法にあっては、回転ポンプや遠心ポンプといった異なるタイプの軸流ポンプやターボポンプを用いても良い。
【００９４】
本実施例にあっては、制御対象となるパラメータはポンプインペラの回転速度ｎである。また、この実施例における測定出力はハブから回転するインペラまでの距離３１０となり、当該距離は血液ポンプの出力部と入力部との圧力差に比例する。別言すれば、本実施例における測定量は圧力差自体ではなく、圧力差に比例する量が測定対象となる。ただし、他の実施例にあっては、血液ポンプの出力部周辺にセンサを設けると共に、血液ポンプの入力部周辺にもセンサを設けることで圧力差を測定するようにしても良い。また、当該圧力差を時系列信号に変換すると共に、変換した時系列信号を１個の心拍周期のみの時系列データを表すサブセクションに分割する。そして、これらのサブセクションを処理し、前述した分類器３２０によって当該サブセクションの弁状態を導く。
【００９５】
弁状態及び／又はその発生時は、弁状態指標（VSI）の一例としての大動脈弁指標（AVOI）を構築するのに用いられる。AVOI３３０は、解析された全心拍周期に対する開弁状態の心拍周期の割合を示す。なお、当該指標は次元を持たない。また、別の実施例にあっては、当該指標は、閉弁状態の心拍周期の割合を示す閉弁指標であっても良い。
【００９６】
また、AVOI３３０を異なる手法で構築しても良い。いくつかの実施例にあっては、AVOIを過去１０個分、２０個分、又は５０個分の心拍周期に基づいて求めても良い。また、いくつかのAVOIは異なる時間スケールを表すものとして構築されても良い。なお、より多くの心拍周期を用いることで不規則な事情を起こし難くなるが、より少ない心拍周期を用いた方が、患者の現在の状態をより正確に表現することができる。測定データから構築され、ポンプ制御に利用されるAVOIは、AVOI又は現AVOIと表現される。また、目標AVOIは、現AVOIが速度調節のために適応すべきAVOI値を示すものである。
【００９７】
運転モードはAVOI制御部３４０によって制御されるものであり、外部に設置することもできる。また、例示する別の運転モードを図７に示すが、本願の主題はここに示されるモードに限定されるものではない。AVOI制御部は、AVOI構築要素３３０から現AVOI３４１を受信する。なお、AVOI制御部は、外部から、目標AVOI３４３に対応する運転モード３４２に設定される。本実施例にあっては、現AVOIが目標AVOIよりも高い時にはポンプの回転速度が増加される。一方、現AVOIが目標AVOIよりも低い時はポンプの回転速度は減少される。ポンプ速度の調節は制御部３４０によって制御される。制御部はマイクロプロセッサ、プログラマブルフィールドアレイ、マイクロコンピュータ、又はメモリに記録されて上記したプロセッサにより処理されるソフトウェア若しくはファームウェアからなる。選択された例では、現AVOIが目標AVOIよりも高く、よってポンプ速度が増加させられる。なお、いくつかの実施例において、ポンプ速度の増加が現AVOIに変化となって表れるまでの時間は、AVOIを構築する方法と心拍数に依る。
【００９８】
本実施例にあっては、図７に示す如く、AVOIは血液ポンプの速度によって変化する。図７は、ポンプ１分間当たりの回転数ｎに対するAVOIの値を示している。なお、ｎの単位はkrpmである。図示する曲線は、心収縮期の終盤における異なる最大弾性値E_maxを示す。２つの曲線３５０及び３６０はそれぞれE_maxの小さい方と大きい方を示す。図示されるように、小さいE_max値に対応する曲線３５０はより平坦であって、大きいE_max値に対応する曲線３６０はよりＳ字状の形をしている。別言すれば、異なる患者の心臓は、ポンプ速度に対して異なる反応を示すものであり、AVOIの変化も異なる。ただし、各曲線は全単射によって表現することができ、ｎの各値はAVOIの値に対応付けることができ、その逆も可能である。
【００９９】
また、本図は、部分補助モードPA及び全補助モードFAに関するn-AVOIペアを示す。これらペアは、本願の主題に係るいくつかの実施例において重要な役割を果たす。FAはPAと異なり、大動脈弁が永続的に閉じており、当該弁が全く開かないか散発的にのみ開く場合を示す。図７では、AVOIは１０％以下である。全補助モードにあっては、血液の圧送に対する全責任を有するものであり、心臓に外的ストレスを与えることなく心臓の回復を促すことのできるモードである。これに対し、PAは、全てではないが、心臓にも血液圧送の一部を負担させるものであるため、心臓が血液を自分で送ることができるよう心臓を徐々に回復させるためのモードである。なお、FAモードを、最大ポンプ流量、低LVEDV、低LVSV、心筋の微動、大動脈圧の小脈動性、最小外部仕事、及び最小圧・容積面積を用いて表現しても良い。
【０１００】
また、ポンプ動作におけるPAモードを、心臓の圧送動作を部分的に補助していることで表現しても良い。具体的には、ポンプが左心室と大動脈の間で圧送をしている場合、大動脈弁は少なくとも心拍周期のある部分において開いている（即ち、AVOIはゼロではない）が、２０％から４０％の間になるだろう。選択されたE_max値では、PAモードのAVOIは約３４％である。これは生理学的に、心室がポンプ動作に寄与していること、即ち大動脈弁が散発的に開いていることを示す。別の実施例にあっては、PAモードを、調節されたポンプ流量（即ち、ポンプは心室と大動脈の間の流れのうちの１００％に寄与するものではない）、調節された左室拡張末期容積LVEDV、調節された左心室拍出量LVSV、心筋の調節された動作、大動脈圧の調節された脈動、心臓自身による増加外部仕事、圧・容積図における増加圧・容積面積、のうちの少なくともいずれかによって表現しても良い。また、部分補助モードでは、ポンプの入力に伴う心臓壁吸引は発生しないか、ほとんど発生しない。
【０１０１】
例えば、曲線３５０で表されるE_max値と同等のE_max値を持つ心臓を持った患者に埋め込み型ポンプを適用する場合を考える。ポンプは、図６に示す閉ループ制御システムを有する。患者の現AVOIは、約６krpmで６０％である。また、選択されたモードは、AVOIが３０％から３５％の間隔に対応するPAモードとなる。なお、他の実施例においては、当該間隔をさらに大きくしても小さくしても良く、目標AVOIにどれだけ早く到達できるか、速度の調節がどれだけ頻繁に必要になるかに応じて調節される。即ち、通常、間隔が短いと、間隔が長い場合に比して速度の調節がより頻繁に求められる。
【０１０２】
次に、AVOIやVSIをアップデートする別の方法について図８を参照しながら説明する。この実施例は、AVOIのアップデートのためのスライディング・ウィンドウ・アプローチを示す。スライディングウインドウ４００は、１０個、２０個、５０個、又はそれ以上の弁状態表示４１０を含む幅を持つ。符号「Ｃ」で表される弁状態表示４１０は、閉弁周期と分類された心拍周期を、符号「Ｏ」で表される弁状態表示４１０は、開弁周期と分類された心拍周期を示す。開弁周期と閉弁周期を時間で示した場合、異なる周期と周期の間の時間は、例えば患者の心拍数の変化に応じて変化することとなる。これに対し、本実施例にあっては、例えば現AVOIの算出時から遡って過去５０個分の弁状態表示を用いてAVOIを構築している。別言すれば、新たな弁状態表示が生成されると、この弁状態表示は先行する４９個の弁状態表示と共に現AVOIを得るために利用される。そして、５０個前の弁状態表示はAVOIの構築には必要なくなるため、AVOI構築に用いられる値を記録しておくメモリから削除しても良い。なお、このメモリは揮発性でも不揮発性でも良く、例えば、ポンプ制御システムの主メモリの一部であっても良い。AVOIの構築に係る別の実施例にあっては、AVOIを、例えば、弁状態表示３０個ごとに、当該３０個の弁状態表示のみを用いて再構築しても良い。さらに別の実施例にあっては、AVOIの構築は、先行する３０個の弁状態表示を用いるものであっても良い。また、弁状態表示の回数を数える代わりに、所定時間間隔（例えば、３０、４５、又は６０秒）が経過すると、当該時間間隔の間にいくつの弁状態表示が生成されたかにかかわらず、AVOIを再構築するようにしても良い。また、別の実施例にあっては、開弁又は閉弁表示の数を数えるようにし、予め定めた回数となった時にAVOIを再構築するようにしても良い。また、それ以外の実施例にあっては、AVOIを、スライディング・ウィンドウ・アプローチを使って構築するものの、新しい弁状態表示が生成される毎にAVOIを再構築するのではなく、１０個目、２０個目、３０個目の新しい弁状態表示が生成される際にAVOIを再構築するものであっても良い。
【０１０３】
血液ポンプ制御システムの一実施例を図９に示す。本システム５００は、埋め込み式の血液ポンプ６００と制御ユニット７００を備える。制御ユニットは、埋め込み型に構成されても良く、体外からポンプの動作を制御するように構成されても良い。血液ポンプと制御ユニットは、ケーブルやワイヤ、又は無線によって接続することができる。なお、本システムは、血液ポンプのロータを回転させるための動力を供給する経皮エネルギ伝達システムを含むものであっても良い。
【０１０４】
血液ポンプ６００は、左心室、右心室、心房、肺動脈、のいずれかに、直接又はカニューラを介して接続された入口６１０を備える。入口６１０から導入された血液の圧力p_inは、入口に設置されたセンサによって直接測定することができる。血液は、ブラシレスＤＣモータ（BLDC）６３０で駆動されるロータ６２０によって圧送される。なお、モータ６３０の軸位置は、ステータハブ６４０に設けられる単一又は複数の検出コイルによって制御される。また、ロータ及びステータハブに設けられる永久磁石は、ロータ一のパッシブ・ラジアル制御を可能とする。血液出口６５０を通って排出される血液の圧力p_outは、ポンプ出口周辺に設けられたセンサによって直接測定することができる。ただし、本実施例にあっては、入口圧力及び出口圧力は直接測定されるものではない。その代わりに、検出コイルを用いてロータとステータハブの間の軸方向距離が測定される。また、任意ではあるが、例えば、リングコイルで得られる軸方向の力と組み合わせることで、軸方向距離を検索テーブルで表すこともでき、当該距離はロータに亘る圧力差とほぼ線形比例する。したがって、直接圧力や圧力差を測定せずとも、当該距離をポンプの出口と入口との間の圧力差を示す信号として利用することができる。なお、別の実施例や他のポンプにあっては、圧力や圧力差を直接測定した信号や当該距離以外の別の信号原を用いても良い。
【０１０５】
ステータハブとロータの間の距離を示す信号は、アナログ信号又はデジタル信号として制御ユニット７００に転送され、さらにケーブルや無線によって伝送される。
【０１０６】
本実施例では、信号６６０は、制御ユニット７００の信号前／後処理回路７１０に受信される。信号前処理回路７１１は、信号の信号対雑音比を向上させたり、デジタル化処理を含んだり、周波数フィルタの役割を有したりすることができる。また、当該回路は、信号を単一の心拍周期のみからなるデータを有するサブセクションに分割するよう構成することができる。なお、当該回路はハードワイヤード回路、マイクロコントローラ、又はプログラマブルフィールドアレイであったり、メモリに記録されたソフトウェアやファームウェアを用いてマイクロプロセッサによってシミュレーションされるものであったりすることができる。また、当該回路はアナログ又はデジタル回路である。
【０１０７】
前処理された信号７１３は、信号処理回路７３０、メモリ７４０、及びモード動作設定ユニット７５０に接続されたマイクロプロセッサ７２０に送られる。
【０１０８】
信号処理回路７３０は、ハードワイヤード回路又はエミュレートされたソフトウェア回路であり、マイクロプロセッサ７２０によってルーチン処理される。前処理された信号７１３は時系列信号であって、当該信号から信号特性が抽出されて心拍周期の信号特性ベクターとして記録される。なお、信号が１個以上の心拍周期を含む例では、抽出された信号特性を心拍周期毎にマトリックスや行列で記録しても良い。抽出されたベクターは分類回路によって処理されて、各ベクターの弁状態表示に変換される。その後、この弁状態表示をAVOI構築に用いる。AVOI構築に用いられる弁状態表示は、メモリ７４０の一部に一時的に記録される。なお、このメモリの一部はリングバッファや、他の揮発性若しくは不揮発性メモリによって実現することができる。構築されたAVOIは、モードユニット７５０で設定された運転モードに対応する目標AVOIと比較される。この比較は、マイクロプロセッサ７２０又は別の比較回路によって実行することができる。この比較結果に応じ、マイクロプロセッサは、ポンプの目標回転速度を示す信号７２１を生成する。この信号により、ポンプの現回転速度を減速、加速、又は維持する。信号７２１は、必要に応じて後処理され、前／後処理回路７１０のトランスミッタ７１２によってモータ６３０に送られる。そして、当該信号に応じてモータ速度が変化する。
【０１０９】
さらなる実施例にあっては、AVOIは一定間隔で記録され、外部のプログラマに送られる。このAVOIに基づき、プログラマは運転モードを別の運転モードに代えたり、特定のモード用に目標AVOIの範囲を変更したり、新たな運転モードをアップロードしたりできる。
【０１１０】
本願において提案する血液ポンプ１全体の縦断面図を図１０ｂに模式的に示す。この血液ポンプ１００１は、羽根１００４を有するインペラ１００３が設けられた中空体１００２（太い実線で示す）を備える。また、中空体１００２は、回転軸Ｒ（破線で示す）と平行な流入方向に沿って血液を導入する入口１００５と、当該断面と直交する流出方向に沿って血液を排出する出口１００６とを有する。したがって、本実施例にあっては、出口は回転軸Ｒに対して直角にオフセットするよう配置される。これにより、流入方向と流出方向の間の流出角度αを、０度ではなく、α＝９０度に設定することができる。ただし、この角度αは９０度でなくともよい。
【０１１１】
中空体１００２の出口１００６は、インペラ１００３の上流側１００９（即ち、入口に面した側）とインペラ１００３の下流側１０１０（即ち、入口から離れた側）との間に設けられる。また、中空体１００２の内径は、インペラ１００３の接線方向に沿って出口１００６まで通じる排出路１０１１を形成し、中空体１００２から血液を排出する。なお、当該排出路は本質的にインペラ１００３の接線方向に走っている必要がある。
【０１１２】
また、２つのサポートリング１００７がインペラ１００３に接続されて、当該サポートリング１００７と中空体１００２の内壁との間に２つの環状間隙１００８を形成する。
【０１１３】
なお、羽根１００４が設けられたインペラ１００３の周面１０１２は、筒形状に形成されているが、円錐台形状でも良く、円錐形状でも良い。インペラの軸長さＬは、インペラの下流側の直径Ｄよりも大きくなるように設定される。インペラの羽根は、そのピッチが出口１００６に向かって大きくなる点が特徴である。これにより、血液に対して穏やかな力で排出路１０１１に向かって軸方向推力を生じさせることができる。インペラの羽根１００４は、排出路１０１１及び出口１００６に向かって軸方向に全体的に延びる（他の実施例にあっては、部分的に延びる若しくは一切延びない）。
【０１１４】
また、羽根１０１４’に設けられた入口案内ベーン１０１４は、インペラ１００３の上流側１００９直近に設けられる。
【０１１５】
さらに、血液ポンプは、部分的・積極的に安定化を図る軸受装置を備える。当該装置は、積極的に安定化を図る磁気アキシャル軸受と、パッシブ磁気ラジアル軸受とを含む。当該磁気軸受装置は、インペラの上流側及び下流側に配置された２つの永久磁石１０１５，１０１５’を備える。さらに、これらと対極の（引き付け合う力を持つ）２つの永久磁石１０１６，１０１６’が入口案内ベーン１０１４及びバッキングプレート１０１３にそれぞれ一体的に設けられて、パッシブ磁気ラジアル軸受を形成すると共に、インペラ１００３を入口案内ベーン及びバッキングプレート１０１３の間で軸方向の目標位置で確実に保持する。また、当該積極的に安定化を図る磁気アキシャル軸受のために、２つのリングコイル１０１７，１０１７’が、中空体１００２の外側であって、インペラ１００３の正面及び背面に設けられている。即ち、リングコイルは中空体１００２の周辺で環状に設けられて軸上磁束を発生させる。また、当該磁気軸受装置は、入口案内ベーン１０１４及び／又はバッキングプレート１０１３とインペラ１００３とに一体に設けられて、インペラ１００３と入口案内ベーン１０１４又はバッキングプレート１０１３との間隙幅を測定する距離センサ１０１８，１０１８’を有するセンサシステムと、当該距離センサ及びリング磁石の間を接続する閉ループ制御ユニット（図示せず）とを備え、前記閉ループ制御ユニットは、測定したインペラの軸位置に応じ、軸方向の目標位置に対するインペラの位置ずれを補正するために環状磁石で生じた磁束を設定する。
【０１１６】
また、中空体の周囲に巻回されたモータ巻線１０１９と、インペラと一体に設けられたモータ磁石１０２０とを備える。モータ磁石は径方向に互い違いの磁気を帯びる。
【０１１７】
図１０ｂは、本願で提案する血液ポンプ１００１の縦断面図であって、図１０ａと異なる型を模式的に表す。即ち、中央の円筒ロッド１０１６は、ポンプ１００１の下流側１０２７から軸方向に、中空体１００２の中をインペラ１００３に向かって伸びる。当該ロッド１０１６の内部には、インペラ１００３と当該ロッド１０１６との間の間隙幅を測定するための距離センサの１つ１０１８’が一体的に設けられている。また、パッシブ磁気ラジアル軸受の一部を構成する永久磁石の１つ１０１６’も、当該ロッド内に一体的に設けられている。また、積極的に安定化を図るアキシャル軸受のリングコイル１０１７’は、出口１００６の軸方向前方に位置し、中空体の周りを巻回される。一方、図１０ａに示す実施例では、リングコイル１０１７’は（ポンプ軸方向に対して）中空体１００２の背面に位置しており、中空体の周りを巻回してはいない。
【０１１８】
図１０ａ及び１０ｂに示すポンプは、いずれも本願で説明した方法やシステムに組み込むことができる。また、ポンプの詳細については、本願において参照により組み込まれる国際出願ＰＣＴ／ＥＰ２０１１／００２３８４、米国出願１３／５０５，３６８、国際出願ＰＣＴ／ＥＰ２０１２／００２００９に記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０１１９】
【特許文献１】米国特許第６，０６６，０８６号
【特許文献２】米国特許公開第２０１０／０２２２６３４号公報
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０ａ】
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【図１０ｂ】
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【国際調査報告】
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