KR20190045238A

KR20190045238A - 심실 보조 장치

Info

Publication number: KR20190045238A
Application number: KR1020197008466A
Authority: KR
Inventors: 크리스토프 닉스; 카트린 룬처; 토르스텐 지이스; 왈리드 아불호슨
Original assignee: 아비오메드 유럽 게엠베하
Priority date: 2016-08-23
Filing date: 2017-08-18
Publication date: 2019-05-02
Also published as: EP4364786A3; JP7171545B2; AU2018316543A1; CN111032112B; WO2018036927A1; US20220406449A1; US20190209755A1; EP4364786A2; IL271956A; JP2019524330A; EP3668562A1; CN116549836A; US20200246525A1; ES2940625T3; ES2874680T3; EP3287154B1; KR20240045355A; KR102622259B1; JP2023060251A; CN114832229A

Abstract

비-박동성 심실 보조 장치, VAD(50)의 회전 속도(n _VAD (t))를 제어하는 제어 장치(100)가 이벤트 기반 위드인-어-비트 제어 전략을 이용하며, 상기 제어 장치는 보조 심장의 심장 주기내에서 VAD의 회전 속도를 변경시키고, 심장 주기내의 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트에 관련되는 적어도 하나의 트리거 신호 열(σ(t))에 의해 심장박동과 회전 속도의 변경을 동기화시키도록 구성된다. 또한, 심장의 보조장치를 위한 VAD는 VAD를 제어하기 위한 제어 장치(100)를 포함하며, VAD는 바람직하게는 예를 들어 카테터 기반인 비-박동성 회전 혈액 펌프이다.

Description

심실 보조 장치

본 발명은 비-박동성 심실 보조 장치(VAD) 분야에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 혈관내 로터리 혈액 펌프와 같은 비-박동성 VAD의 위드인-어-비트 제어(within-a-beat control)를 위한 제어 장치, 및 상기 VAD를 제어하기 위한 제어 장치를 포함하는 VAD에 관한 것이다.

환자의 심장의 펌핑 기능이 최적의 의료 처치에도 불구하고 불충분하면, 순환계는 VAD의 보조를 받을 수 있다. VAD는 심장의 심실에 평행하게 혈액을 전달함으로써 심장의 불충분한 심실 펌핑 기능을 보조하거나 대신하기까지 할 수 있다. 이를 위해, VAD는 보통은 입구의 혈액 순환으로부터 혈액을 취하고 출구의 혈액 순환으로 혈액을 다시 방출하도록 구성된다. 그렇게 함에 있어서, VAD는 입구 및 출구 사이, 즉, VAD의 후부하와 전부하 사이의 압력차를 극복할 필요가 있다.

VAD의 한가지 특별한 예는 카테터 기반 로터리 혈액 펌프로서, 이것은 심장이 회복하기까지 심장 기능을 보조하도록 수시간 또는 수일간 심장내에 놓이거나 또는 직접 이식되도록 배치된다. US 5911685A에는 혈관내 로터리 혈액 펌프의 일예가 개시된다. 그러나, 다른 유형의 VAD도 있다.

비-박동성 혈액 펌프에 의해 심장 보조장치를 수용하는 환자에게서, 출혈이 증가하는 경향이 관찰되었다. 이처럼 출혈이 증가하는 경향은 지혈과 관련된 것으로서 폰 빌리브란트 인자(vWF)로 알려진 특별한 혈액 당단백내의 결손과 연관되었다.

본원에서 사용된 "심장 주기(cardiac cycle)"라는 용어는, 예를 들어, 혈압 및 심실 용적의 시간에 따른 변화를 포함하여 한번의 심장박동 동안에 심장의 동적인 거동을 망라한다. 본원에서 심장 박동은 심방 수축의 유발로부터 시작해서, 이어지는 심방 수축 직전에 종료되어, 심장 수축기와 이완기 사이를 구분하는것으로 정의된다. 심장의 수축기(심장의 분출기라고도 함)는 승모 판막의 닫힘과 대동맥 판막의 닫힘 사이의 단계이다. 이완기(심장의 충만기라도고 함)는 대동맥 판막의 닫힘과 승모 판막의 닫힘 사이의 단계이다. 심장 주기를 통과하는 심장의 주파수가 심박동수로 알려져 있다.

본 발명의 목적은 전술한 vWF 결핍이 회피되거나 적어도 감소될 수 있는 환자의 순환계에 대한 개선된 보조장치를 제공하는 것이다.

특히, 본 발명의 목적은 vWF 결핍을 가져오는 비-박동성 VAD를 적용하는데 따른 부작용을 방지하거나 적어도 감소시키기 위한 목적으로 VAD를 동작하는, 로터리 혈액 펌프와 같은, VAD용 스마트 제어 장치를 제공하는 것이다.

특히, 본 발명의 또 다른 목적은 VAD를 동작하여 비-박동성 VAD를 적용하는데 따른 부작용을 방지하거나 적어도 감소시키는 것 외에도, 환자의 현재 관류 요구에 관련된, 요청된 혈압이 제공되도록 하는, VAD용 스마트 제어 장치를 제공하는 것이다.

본 발명자들은 혈압의 최소 잔류 박동이 순환계에 복원 및/또는 유지될 때, 전술한 출혈이 증가되는 경향이 감소됨을 알게 되었다. 부가적으로, 충분한 혈압 박동 역시 순환계의 미세혈관계의 충분한 관류를 지지하는 것으로 보인다.

따라서, 본 발명의 주된 사상은 VAD의 회전 속도의 변동을 위한 속도 명령 신호를 발생하기 위해서 속도 명령 신호 발생기에 의해 VAD의 회전 속도에 대한 제어 루프를 연장하여, 기설정된 소정의 최소 박동이 개루프 제어에 의한 제1 설정에서 달성되는, 이벤트 기반 위드인-어-비트 제어 전략으로서, 상기 속도 명령 신호는 사전 정의된 회전 속도 레벨들 사이에서 또는 피드백 시스템내의 폐루프 압력 제어에 의해 설정되는 제2 설정에서 교호되며, 상기 속도 명령 신호는 부가적인 외부 압력 제어 루프에 의해 각각의 심장박동에 대해서 자동으로 설정되어 케스케이드 제어를 가져온다.

혈압을 위한 제안된 이벤트 기반 위드인-어-비트 제어 전략은, 특정한 일 실시예에서, 환자의 혈압의 박동성이 심장의 심장 주기내의 VAD를 관통하는 혈류를 변경시킴으로써 영향을 받도록 한다. 본 혈압을 위한 이벤트 기반 제어 전략의 한가지 특정한 응용은 동맥 혈압의 소정의 최소 박동성을 회복 및/또는 유지시킬 수있도록 하여, vWF 방출시 추정되는 VAD 응용의 부작용을 방지하는 것이다. 이는 대부분의 연속되는 혈류 VAD가 박동성을 감소시키고 따라서 vWF 외관을 감소시키는 것이 관찰되었다는 사실에 의해 지지된다.

따라서, 본원에서 제안된 이벤트 기반 위드인-어-비트 제어 전략은 vWF 결핍에 대해서 비-박동성 VAD의 원래의 부작용을 방지하는데 특히 유용하다. 다시 말해서, 혈압의 소정의 최소 박동성의 회복 및/또는 유지를 위해 특별히 제안된 속도 변경은 요법으로 고려되지 않고 비-박동 VAD의 원래의 부작용을 제거하기 위한 특징으로서 고려된다.

더욱이, 심장 주기(이하 "심장박동" 또는 "박동"이라 함)내의 펌프 속도의 변경은 순환계의 미소혈관계의 개선된 관류와 같은, 비-박동성 심장 보조장치에 비해서 더 유리한 효과를 발생한다.

동맥 혈압의 소정의 최소 박동성을 회복 및/또는 유지하는 관점에서, 본원에 사용된 "박동성"이라는 용어는 일반적으로 h ^th 심장 주기 동안 최대 대동맥 압력 AoP｜_max(h)과 최소 대동맥 압력 AoP｜_min(h) 사이의 차이,

ΔAoP(h) = AoP｜_max(h) - AoP｜_min(h)

로서 이해된다.

이어서, 단순화하기 위해서, 모든 특성 측정 값 및 계산된 값은 단지 구체적인 (j-1)^st, j^th, (j+1)^st 등의 심장박동 또는 더 일반적인 h ^th 심장 박동에 대한 기준이 될 것이며, 이는 연속적인 시간 t 및 구체적인 측정 점 k의 값의 의존성을 암시한다. 예를 들어,

AoP｜_max (j)=max _k {AoP(t _j,k )} for k=0...m _j

지표 j는 j ^th 심장박동을 나타내며, 신호 AoP의 최대값은 j ^th 심장박동의 제1 측정 점 k=0에서 시작하고 (j+1) ^st 심장 박동이 시작하기 전에 마지막 측정 점 k=m _j 로 끝나는 신호 AoP의 모든 k=0,..m _j 에서 j ^th 심장박동에 대해서 계산된다. 이어서,

AoP｜_max (j+1)=max _k {AoP(t _j+1,k )} for k=0...m _j등이다.

본 발명은 최소 잔류 박동성의 회복 및/또는 유지가 특히 VAD 보조 순환계의 경우에 바람직하다고 가정한다. 따라서, 본 발명의 주된 사상은 비-박동성 VAD의 제어를 개선하여 심장 주기 동안, 즉, 하나의 심장박동에서, VAD의 회전 속도(n _VAD (t))가 변경되어 소정의 최소 박동성

이 생성되는데 이는 관심 동맥, 즉 좌측 심장 보조장치의 경우 대동맥의 최소 잔류 박동성을 회복 및/또는 유지하도록 하는 것이다. 박동성의 상이한 유형의 정의는 다음과 같다(도 3a도 참조).

생리적(비-보조) 박동성: ΔAoP(h) = AoP｜_max(h) - AoP｜_min(h)

소정의(보조) 최소 박동성:

=

-

박동성 차: ΔAoP_pulse(h) =

- ΔAoP(h)

따라서, 소정의 최소 박동성

은 각각 h ^th 심장 주기내의, 최대 및 최소의 소정 대동맥 압력

및

에 의존한다. 박동성 차 ΔAoP_pulse(h)는 현재의 생리적 (비-보조) 박동성 ΔAoP(h)와 소정의(보조) 최소 박동성

사이의 차가 되는 것으로 정의된다.

이와 관련하여, 본 발명자들은 소정의 최소 박동성에 대한 기설정된 값들이

= [15...30] mmHg의 범위내에 있지만, 소정의 최소 박동성

은 더 높을 수도 있음을 더 알아냈다.

본 발명자들에 의해 발견된 또 다른 점은 바람직하게는 본원에서 개시된 응용에서 사용될 VAD에 의해 달성되어야 할 물리적인 전제조건이 적절한 관성의 부재라는 것이다. 말하자면, VAD는 바람직하게는 낮은 관성 장치이다. 이제까지, 예를 들어, 무시할 정도로 적은 관성의 질량 모멘트를 갖는, 전술한 카테터 기반 펌프와 같은, 로터리 혈액 펌프는 바람직하게는 위드인-어-비트 속도가 변경되는 속도 제어 시나리오에 적합하며, 에너지 효율이 높은데, 예를 들어, 열 분산 손실을 방지한다. 관성의 작은 질량 모멘트를 갖는 VAD를 달성하기 위한 특별한 특성들은, 그 중에서도, 즉, 비-배타적으로는, 이동하는, 특히 회전하는 VAD의 부품이, 예를 들어 VAD의 회전자 또는 임펠러가 낮은 질량을 가지며, 예를 들어, 회전자나 임펠러가 플라스틱 물질, 합성 물질 등과 같은 가벼운 물질로 이루어질 수 있으며; 전기 모터와 같은 구동 수단이 회전자 또는 임펠러와 같은 부품 가까이, 바람직하게는 매우 가까이, 가장 바람직하게는 인접해서 배치되어, 모터를 회전자 또는 임펠러와 결합시키는 축이 짧게 유지될 수 있어서, 그 회전 질량을 낮게 유지하며 (예를 들어, 회전자를 모터에 결합시키기 위한 회전 구동 케이블 또는 도선을 갖는 장치가 공지되어 있으며, 이는 케이블 또는 도선의 질량이 가속되거나 감속되는 질량을 증가시킴에 따라서 바람직하지 않을 수 있음); 모든 이동하는 특히, 회전하는 부품들은 작은 직경을 가져서, 상기 부품들의 관성의 최종 질량 모멘트가 작게 유지될 수 있다는 것이다.

본 발명의 제1 양태는 이벤트 기반 방식으로 생리 조건에 대해서 하나의 심장 주기내의 비-박동 VAD의 회전 속도(이하 간단히 "속도") n _VAD (t) 를 변경시키는 제어 장치를 제공한다.

이를 위해, 상기 제어 장치는 보조 심장의 심장 주기내에서 VAD의 속도를 변경시키도록, 그리고 트리거 신호 발생기와 결합하여, 심장 주기내의 적어도 하나의 기설정된 특성 반복 이벤트에 관련되는 적어도 하나의 이벤트 열을 이용함으로써 속도에 대한 속도 명령 신호 n _VAD (t) 의 변경을 심장박동과 동기화시키도록 구성될 수 있다. 따라서, 보조 심장의 원래의 심장 출력은 VAD 유도 혈류 Q_VAD (t)에 의해 영향을 받을 수 있다.

특정 실시예에서, 상기 제어 장치는 h ^th 심장 주기내에서 VAD를 관통하는 최종 혈류에 의해 관심 동맥의 소정의 최소 박동성 ΔAoP(h)=

를 생성하도록 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(h)과 비교해서 기설정된 펄스 기간 τ^pulse (h) 또는 심박동수 종속 펄스 기간 τ^assist (h) 에 대해서 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t) 를 조절하도록 구성될 수 있다.

VAD가 좌측 심장 보조장치에 구성되면, 관심 동맥은 적어도 대동맥이 될 수 있다. 대안으로, VAD가 우측 심장 보조장치에 구성되면, 관심 동맥은 적어도 폐 동맥이 될 수 있다.

이를 위해, 상기 제어 장치는 VAD의 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)를 조절하며 VAD의 속도 n_VAD(t)를 제어하도록 구성되어 제1 설정 및 제2 설정에서 소정의 최소 박동성 ΔAoP(h)을 만족시킨다.

제1 설정에서, 상기 제어 장치는, 예를 들어, 명령 신호 발생기에 의해 개루프 방식으로 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하도록 장치될 수 있다. 제1 설정에서, 소정의 최소 박동성

은 이벤트 기반 명령 신호 발생기를 이용하여 미리 정의된 속도 레벨들 사이의 VAD의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 변경함으로써 야기될 수 있다.

제2 설정에서, 상기 제어 장치는, 예를 들어, 부가적인 압력 제어 루프에 의해 VAD의 속도 n_VAD (t)에 대한 속도 제어 루프를 연장시킴으로써 폐루프 피드백 방식으로 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하도록 배치될 수 있어서, 그 결과 케스케이드 제어 전략을 가져온다. 제2 설정에서, 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)는, 예를 들어, 피드백 압력 제어 전략으로 외부 루프에 의해 속도 명령 신호 발생기에서 자동으로 설정될 수 있어서, 생리적으로 유도된 경계 조건을 고려하면서 소정의 최소 박동성

이 h ^th심장 박동에 대해서 달성될 수 있다. 제1 설정은 또한 생리적으로 유도된 경계 조건을 고려할 수 있다.

그러한 경계 조건은, 예를 들어, 제한된 사용가능한 혈액 량 및/또는 최대 및/또는 최소 레벨의 평균 동맥 혈압

이 될 수 있다. 상기 제어 장치가 생리적 제한 내에서 동작하도록, 심실 충만 압력(예를 들어, 심실내의 압력 센서로) 또는 임의의 흡입 이벤트를 모니터하는 것이 바람직할 수 있으며, 이는 혈액 량의 결핍으로 인해 발생될 수 있다(예를 들어, 흡입 관련 네거티브 유입 압력을 모니터하도록 VAD 내부 또는 입구에 배치되는 압력 센서로).

속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 생성을 위한 개루프 설정(제1 설정) 및 폐루프 설정(제2 설정)은 모두 이벤트 기반 방식으로 동작하도록 구성될 수 있으며, 모두 기설정된 펄스 기간 τ^pulse (h) 동안 VAD의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절함으로써 h ^th심장박동 동안에 소정의 최소 박동성

을 생성하도록 할 수 있다.

상기 제어 장치는 VAD의 속도 n_VAD (t)를 제어하기 위한 내부 제어 루프 및 외부 루프로 이루어질 수 있으며, 그 구조는 앞에서 정의된 제1 또는 제2 설정에 의존한다. 내부 (속도) 제어 루프에 있어서, 공통적인 고속 피드백 폐루프 제어가 사용될 수 있다. 이어서, 내부 제어 루프에 대해서 VAD의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 생성에 초점이 맞추어질 것이다.

바람직하게는, 상기 제어 장치는 심장 주기에서 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트에 관련되는 적어도 하나의 트리거 신호의 열σ(t)을 사용함으로써, 명령 신호 펄스의 시작 및/또는 끝과 같은, 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 조절을, 심장박동과 동기화시키도록 구성된다.

예를 들어, 상기 제어 장치는 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하여 VAD에 의해 생성되는 관심 동맥의 혈압이 심장 주기의 미리 정의된 시간 간격동안 증가되도록 구성될 수 있다. 일반적으로, 상기 제어 장치는 심장 수축기 동안에 높은 레벨 및/또는 심장 이완기 동안에 낮은 레벨로 VAD 속도를 조절하기 위해서 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 설정하도록 구성될 수 있다.

예를 들어, 소정의 최소 박동성은 보조 심장의 수축기 동안에만 속도 변경에 의해 생성될 수 있다. 말하자면, 타겟 속도 레벨을 정의하는 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)는 보조 심장의 수축기의 시작 전, 시작 때 또는 시작 약간 후에 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(t)= n_VAD ^set,basic(h)을 타겟 속도 레벨 n_VAD ^set (t) = n_VAD ^set,basic(h) + Δn_VAD ^set (h)로 증가시킴으로써 조절될 수 있으며, 수축기의 끝의 전, 끝의 때 또는 끝 약간 후에 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(h)로 다시 감소될 수 있다. 이러한 방식으로, 속도 차 Δn_VAD ^set (h)를 더함으로써 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(h)의 증가는 보조 심장의 수축기 동안에 포지티브 속도 펄스를 발생한다.

이에 대응하여, 소정의 최소 박동성은 보조 심장의 이완기 동안에만 속도 변경에 의해 발생될 수 있다. 말하자면, 속도 명령 신호 n_VAD ^set (h)는 보조 심장의 이완기의 시작 전, 시작 때 또는 시작 약간 후에 속도 레벨을 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(h)로부터 타겟 속도 레벨 n_VAD ^set (t) = n_VAD ^set,basic(h) - Δn_VAD ^set (h)로 감소시킴으로써 조절될 수 있으며, 이완기의 끝의 전, 끝의 때, 또는 끝 약간 후에 상기 속도 레벨을 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(h)로 다시 증가시킬 수 있다. 이러한 방식으로, 속도 차 Δn_VAD ^set (h)를 감산함으로써 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(h)의 감소는 보조 심장의 이완기 동안에 네거티브 속도 펄스를 발생한다.

그러나, 이완기 단계 또는 수축기 단계 동안에 속도 명령 신호 변경은 각각 심장박동과 속도 변동을 동기화시키는 한가지 일반적인 예이다. 소정의 최소 박동성

은 수축기 동안의 포지티브 속도 펄스와 이완기 동안의 네거티브 속도 펄스 모두의 조합에 의해 발생될 수 있음을 인식할 것이다.

심장 주기와 동기화되는 속도 명령 신호 변경의 이유는 약화된 심장의 잔류 박동성을 강화시키기 위한 것으로서, 이는 수축기에서 네거티브 심장 수축으로 인한 것임을 주목해야 한다. 바람직하게는, 상기 속도 명령 신호 변경은 결과적으로 심장의 네거티브 분출만에 대한 심장 수축 흐름에 기여하는 것으로서, 즉, 심장 및 VAD의 상호 분출이 바람직하다.

따라서, 제1 실시예에서, 소정의 최소 박동성의 회복 및/또는 유지는 VAD의 속도를 조절하도록 속도 명령 신호 n_VAD ^set (h)를 변경하기 위해 구성되는 제어 장치에 의해 달성될 수 있어, VAD 유도 혈류 Q_VAD (t) 는 심장 주기의 이완기 동안에 대체로 감소 및/또는 심장 주기의 수축기 동안에 대체로 증가된다. 따라서, 심실 혈압의 소정의 최소 박동성은 회복 및 유지될 수 있다. VAD의 심장 이완기 속도 감소는 심실이 적절히 채워지도록 할 수 있어서, VAD 및 천연 심장으로부터 혈액 량의 수축기 상호 분출이 가능하다.

본 발명자들은 속도 명령 신호 변경의 목적으로서, 천연 심장 및 VAD가 모두 바람직하게는 적절한 수축기 피크 혈류 속도를 제공하여 심장박동 당 전체 피크 혈류

Q_total｜max (h) = Q_heart｜max (h) + Q_VAD｜max (h)

및 심장박동 당 전체 분출된 량(EV)

EV(h) = EV_heart (h) + EV_VAD (h)

가 수축기 계통의 혈압에서 적절히 증가시킨다는 것을 알게 되었다. 상호 분출하는 천연 심장의 용량은 심실 사전 설치, 심실 충진 레벨, 및 VAD의 달성가능한 피크 혈류는 물론이고 심장 수축성의 레벨에 의존할 수 있다. 상호 분출하는 천연 심장의 용량은 또한 환자의 신체 질량 지수, 또는 신체 표면, 또는 주변 저항은 물론이고 심실 탄성에 의존할 수 있다.

예를 들어, 1.75m의 신장과 75kg의 체중을 갖는 일반적인 환자는 개략적으로 5L/min의 평균 혈류를 갖는다. 요구량은 사람의 신체 표면적(BSA)에 기초하여 추정될 수 있다. 일반적인 환자는 약 1.9m²의 신체 표면적을 갖는다(1987년 10월, N. Engl.J. Med.317, No.17, p1098, R.D.Mosteller의 "신체-표면적의 간략화된 계산" 에 따른 공식에 기초함). BSA에 정규화된 일반적인 혈류는 개략적으로 2.6l/m² 에 해당한다. 휴식중인 건강한 환자의 평균 혈류 5L/min은 약 120 mmHg 내지 80 mmHg의 혈압을 초래한다.

수축기 동안 약 8L/min의 전체 피크 혈류 Q_total｜max (h)는 정상 체격의 사람(BSA 1.9 m²)에서 약 15 mmHg의 소정의 최소 박동성

을 야기시키기에 충분한 것으로 생각된다. 따라서, 더 일반적으로, 1.9m²로 나누고 환자의 실제 BSA로 곱해진 8L/min의 전체 피크 혈류는 피크 혈류의 더 환자에 적응된 값을 야기시킬 수 있다. 또 다른 예로서, BSA = 1.6 m²을 갖는 환자는 수축기 동안에 단지 Q_total｜max (h) =6.7L/min 전체 피크 혈류와 동일한 소정의 최소 박동성

을 가질 수 있다. 탄성 및 주변 저항의 모든 가변성을 더 일반적으로 고려하면, 6L/min과 10L/min 사이의 전체 피크 혈류는 적어도

≥15 mmHg의 타겟의 소정의 최소 박동성을 얻도록 보조 장치로 처치되는 대다수의 환자에 대해서 충분해야 한다. 따라서, 전체 피크 혈류,

Q_total｜max (h) = Q_heart｜max (h) + Q_VAD｜max (h) ≥ 6L/min...10L/min

를 야기시키고, 전체 분출된 용량,

EV(h) = EV_heart (h) + EV_VAD (h) = 40ml...70ml

를 야기시키는 수축기 피크 혈류 속도가 바람직하여 소정의 최소 박동성

〉[15...30] mmHg이 달성될 수 있다.

소정의 최소 박동성

은 고정된 값이 아니며, vWF의 보충을 기반으로 변동될 수 있다. 시뮬레이션 결과는 명령 신호 발생기 또는 외부 압력 제어 루프가 감소된 평균 대동맥 압력을 수용하는 동안에 증가된 박동성에 초점을 맞출 수 있거나 또는 감소된 박동성을 수용하는 동안에 증가된 평균 대동맥 압력에 초점을 맞출 수 있다.

인간의 보통 심장 박동수 HR = 79 bpm(분당 박동수)에서 수축기의 기간은 보통은 약 τ^Systole (h) = 300ms이며 심장 박동수에 따라서만 미미하게 변동된다. 쇼크 상태의 환자들의 특징은 공통적으로, 그중에서도, 심장 박동수가 HR≤120 bpm 까지이다. 따라서, 심장 주기의 최소 기간은 약 τ(h) = 500ms으로 추정된다. 또한, HR 120bpm의 더 높은 심장 박동수를 갖는 환자에게서, 수축기가 감소된 기간은 약 τ^Systole (h) = 250ms로 추정된다.

그러므로, 속도 펄스의 기설정된 펄스 기간 τ^pulse (h)은 τ^pulse (h) = [200...300]ms의 범위가 될 수 있으며, 바람직하게는 τ^pulse (h) = [225...275]ms의 범위, 가장 바람직하게는, 약 τ^pulse (h) = 250ms의 범위가 될 수 있다.

대안으로, 속도 펄스의 기설정된 펄스 기간 τ^pulse (h)는 보조 심장의 수축기 τ^Systole (h)의 기간의 ±50% 또는 ±100ms의 범위에 있을 수 있다.

관심 동맥의 잔류 박동성에 의존하여, 속도 펄스의 펄스 기간은 심장 박동수에 적응될 수 있어서, 시간 간격 τ^assist (h)을 가져오고, 이는 바람직하게는 예를 들어 이전 심장 박동수의 관찰 및 이전 수축기 단계의 기간에 의존한다.

부가적으로 또는 대안으로, 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 조절은 환자의 심전도(ECG) 신호의 R 파의 출현과 동기화되며 및/또는 예를 들어 심장 마비의 경우에 일정한 반복율로 설정될 수 있다.

가능성있는 실제 구현에서, 예를 들어 회전 혈액 펌프의 형태인 VAD는 VAD 유도 혈류 Q_VAD(t)를 생성하는 혈액 펌프를 구동하기 위해서, 액추에이터, 예를 들어 회전 모터를 포함할 수 있다. 그 후, 상기 제어 장치는 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 회전 모터를 위한 타겟 속도 레벨로 조절하고 피드백 폐루프 제어에 의해 VAD의 속도 n_VAD ^set (t)를 제어함으로써 VAD의 속도 n_VAD (t)를 변경할 수 있다. 따라서, 박동성의 변조, 즉, 박동성 차이 ΔAoP_pulse (h)는 예를 들어, 속도 차이 Δn_VAD ^set (h)에 의해 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 대응하는 조절과 연관될 수 있으며, 즉, 회전 모터의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)는 상기 제어 장치에 의해 설정되는 소정의 최소 박동성

을 발생하기 위해서 속도 차이 Δn_VAD ^set (h) 만큼 기본 속도 레벨로부터 증가된다. 따라서, 상기 제어 장치는 소정의 최소 박동성

을 달성하기 위해서 대응하는 더 높은 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t) = n_VAD ^set,basic (h) + Δn_VAD ^set (h)를 변동시키도록 구성될 수 있다.

일반적으로, 속도 차이 Δn_VAD ^set (h)는 예를 들어, 네거티브 속도 펄스를 발생하도록 네거티브가 될 수도 있다.

소정의 속도 차이 Δn_VAD ^set (h)는 달성된 박동성 차이 ΔAoP_pulse (h)에 기초하여 결정될 수 있으며, 이는 대개 주어진 시간 단위에 동맥계에 얼마나 많은 혈액이 전달되는지의 함수임을 주목할만 하다. 어떤 동맥 혈압 빌트-업은 하나의 시간 단위 동안에 고유의 탄성 및 주변 저항을 갖는 동맥계로 분출되는 혈액 량의 최종 결과임을 이해할 필요가 있다.

바람직하게는, 상기 제어 장치는 예를 들어, 기본 속도 레벨 n_VAD ^set,basic (h)을 조절하기 위해서, 속도 변경 간격외의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하여, 기설정된 평균 동맥 혈압

은 VAD에 의해 달성되도록 하며, 역류 펌프 흐름이라고 하는, 펌프를 통해서 심실로 역류되는 것을 방지하도록 구성될 수 있다.

또 다른 개발에서, 상기 제어 장치는, 특히, 제2 폐루프 설정에서, 소정의 최소 박동성

을 달성하기 위해서 속도 변경 간격 내 및 외에서 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t) 를 조절하도록 구성될 수 있다.

또 다른 개발에서, 상기 제어 장치는 제어 제약으로서 심장박동 당 평균 동맥 혈압

을 고려하면서 상기 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하도록 구성될 수 있다.

예를 들어, 상기 제어 장치는 평균 동맥 혈압

이 기설정된 임계값

이하로 강하되는 것을 방지하기 위해서 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하도록 구성될 수 있다.

부가적으로, 상기 제어 장치는 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하도록 구성되어 기설정된 특성 이벤트가 발생하기 전에 기설정된 시간 간격 τ^incr(h)에서 속도 변경 간격(또는 속도 펄스)이 시작된다. 이것은 상기 속도 변화가 시간 간격 τ^incr(h) 전, 예를 들어, 보조 심장의 심실 수축의 예상된 또는 예측된 시작 전에 유도될 수 있으며, 이는 심장 주기에서 대응하는 특성 이벤트가 될 수 있음을 의미한다. 이것은 특히 중요한데, 왜냐하면 예를 들어 특정 펌프인 특별한 VAD의 동적 응답이, 소정의 결과가 제공되기 전에 잠복기를 요구하는 펌프 특정 기계식 및/또는 유압식 관성으로 인해 지연될 수 있다.

예를 들어, 이첨판 폐쇄의 시간 만큼 정의되는 심장 수축의 시작은 대응하는 혈압 신호에 기초해서 검출될 수 있다. 예를 들어, VAD가 좌측 심장 보조장치를 위해서 구성되면 대응하는 혈압 신호는 좌심실 압력이 될 수 있다.

예를 들어, 심실 수축에 앞서는 심방 수축이 검출될 수 있다. 따라서, 상기 이벤트는 수축기 수축의 이벤트 보다 앞서서 발생되어, 심방 수축이 이벤트로서 사용될 때 펌프의 속도를 높인다.

대안으로 또는 부가적으로, 기설정된 이벤트는 보조 심장의 ECG 신호에서 R 파의 발생이 될 수 있다.

시간 간격 τ^incr(h)은 VAD의 속도 증가가 VAD의 구동시에 혈액의 유압 충격에 의해 지연된다는 사실을 고려할 때 유용할 수 있다. 따라서, 속도를 증가시키기 위해서, 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)는 혈액이 너무 빨리 가속될 때 흡입 또는 VAD 유도 캐비테이션과 같은 용혈 또는 다른 바람직하지 않은 혈류역학 부작용을 방지하기 위해서 부드러운 궤적으로 증가되어야 한다.

부가적으로, 상기 제어 장치는 기설정된 펄스 기간 τ^pulse(h) 후에 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t) 의 펄스를 종료시키도록 구성될 수 있다.

대안으로, 상기 제어 장치는 심박동수 종속 펄스 기간 τ^pulse(h), 즉 상기 제어 장치에 의해 심박동수 HR(h)에 적응되는 펄스 기간 후에 상기 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 펄스를 종료시키도록 구성될 수 있다. 특히, 상기 제어 장치는 심장 주기의 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트가 발생될 때 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 펄스를 종료시키도록 구성될 수 있다.

부가적으로, 상기 제어 장치는 심장 주기의 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트가 발생하기 기설정된 시간 간격 τ^red(h) 전에 또는 발생할 때 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 펄스를 종료시키도록 구성될 수 있다.

예를 들어, 상기 기설정된 특성 이벤트는 보조 심장의 이완 및/또는 대동맥판의 폐쇄의 시작이 될 수 있다.

예를 들어, 적어도 하나의 이벤트는 보조 심장의 이완의 시작이 될 수 있다. 따라서, 상기 제어 장치는 이완의 시작과 같은 특성 이벤트에 대한 정보를 포함하는 신호에 기초한 이벤트의 발생을 유도하도록 구성될 수 있다. 결과적으로, 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 펄스는 예를 들어 보조 심장의 심실내의 압력의 최대 강하의 발생 시간과 동기화될 수 있다. 압력의 최대 강하 시간은 이전 수축기 후에 심실 이완의 시작(이완 순간)을 표시한다.

대안으로 또는 부가적으로, 상기 제어 장치는 상기 제어 장치의 적어도 하나의 내부 신호에 기초한 심장 주기 당 적어도 하나의 이벤트의 발생을 유도하도록 구성될 수 있다. 본원에서 상기 제어 장치의 "내부 신호"는 상기 신호가 제어 장치에 의해 제공된 제어 신호와 같은, 분석을 위한 제어 장치에 이미 내부적으로 사용가능한 신호임을 의미한다.

예를 들어, 적어도 하나의 내부 신호는 VAD에 공급된 모터 전류와 같은, VAD를 동작시키기는데 제공되는 전류가 될 수 있다. 따라서, 상기 제어 장치는 전류 신호의 분석 및/또는 예를 들어, 제1 시간 도함수인 시간 도함수와 같은, 처리된 버전에 기초한 심장 주기 당 적어도 하나의 이벤트의 발생을 유도하도록 구성될 수 있다.

예를 들어, VAD는 전술한 회전 혈액 펌프가 될 수 있다. 상기 혈액 펌프는 대응하는 혈류를 생성하기 위해서, 임펠러와 같은 회전 트러스트 소자를 구동하기 위해서, 회전 전기 모터와 같은, 액추에이터를 포함할 수 있다. 혈액 펌프의 동작시에, 모터 전류는 모터 및 회전하는 트러스트 소자의 설정된 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t) 에 따라서, 각각의 타겟 속도 레벨을 달성하도록 모터에 의해 소모된다. 타겟 속도를 달성하기 위해 상기 요구된 모터 전류 I_VAD (t)는 대동맥 AoP(t) 내 및 좌심실 LVP(t) 내의 혈압 사이의 차이와 같은, 혈액 펌프가 극복할 필요가 있는 현재 혈압 차이 Δp(t)에 의존한다.

Δp(t) = AoP(t) - LVP(t).

다시 말해서, 혈액 펌프에 공급된 전류는 설정된 속도를 달성하기 위해서 혈액 펌프의 모터에 의해 요구되는 전류에 직접 대응한다.

I_VAD(t) = f(n_VAD ^set (t), Δp(t)).

따라서, 상기 제어 장치 또는 상기 제어 장치에 의해 제어되는 공급 장치에 의해 공급되는 모터 전류는 심장 주기 당 적어도 하나의 이벤트의 발생을 유도하기 위해서 내부 신호로서 사용될 수 있다.

더욱이, 상기 제어 장치는 현재의 VAD 유도 혈류 Q_VAD(t)를 추정하도록 더 구성될 수 있으며, 이는 주어진 속도에서 모터 전류, 펌프 흐름 및 압력 차이 사이의 펌프 특성 상관관계를 갖는 전류 신호 및 공지된 계산 사양에 기초한다.

대안으로 또는 부가적으로, 상기 제어 장치는 상기 제어 장치에 제공되는 적어도 하나의 외부 신호로부터 심장 주기 당 적어도 하나의 이벤트의 발생을 유도하도록 구성될 수 있다. 본원에서 "외부 신호"는 상기 신호가 VAD의 하나 이상의 혈압 센서와 같은 외부 센서 및/또는 환자의 모니터링 장치 또는 심전도(ECG)와 같은 외부 장치로부터 제어 장치에 의해 수신되는 신호임을 의미한다. 그러한 외부 신호는 상기 제어 장치에 의한 처리 및/또는 분석을 위해서 상기 제어 장치에서 사용가능하도록, 대응하는 인터페이스 또는 입력 단자를 통해서 상기 제어 장치에 공급될 수 있다.

예를 들어, 상기 측정 신호는, 단지 몇몇 예를 들면, VAD의 출구 및 VAD의 입구 사이의 혈압 차이 Δp(t), 보조 심장 LVP(t)의 심실내 혈압, 보조 심장에 인접한 대동맥 AoP(t)내 혈압, 보조 심장에 인접한 대정맥 CVP(t)내 혈압, 보조 심장에 인접한 폐동맥 PAP(t)내 혈압중 적어도 하나를 나타낼 수 있다. 이들 모든 측정 신호의 파형은 심장 주기의 특정 특성 이벤트의 발생 시간을 묘사하는 정보를 포함할 수 있다.

예를 들어, VAD가 전술한 회전 혈액 펌프이면, 이는 심장으로부터, 예를 들어, 심실내로부터 혈액을 흡입하기 위한 입구, 및 관심 동맥과 같은, 심장에 인접한 혈관에 혈액을 분출하기 위한 출구를 포함할 수 있으며, 이는 VAD가 심장의 좌측 또는 우측에 삽입되는지 여부에 따라서 대동맥 또는 폐동맥이 될 수 있다.

예를 들어, US 5911685A에 공개된 바와 같이, VAD는 보조 심장내의 심실 압력과 같이, VAD의 입구의 혈압을 측정하기 위한 압력 센서 및 보조 심장에 인접한 대동맥 또는 폐동맥의 혈압과 같은, 심장에 인접한 혈관내의 혈압을 측정하기 위한 압력 센서중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 대안으로 또는 부가적으로, VAD는 VAD의 출구 및 입구 사이의 차동 혈압을 측정하기 위한 하나의 차동 압력 센서를 포함할 수 있다.

부가적으로, 상기 제어 장치는 심장 주기의 특징 점에 대한 정보를 포함하며, 심장 주기내의 심장의 현재 동작 단계를 추정하도록 사용될 수 있는 적어도 하나의 측정 신호를 수신, 저장 및 분석하도록 구성될 수 있다. 이어서, 상기 제어 장치는 이전 심장 주기에 대한 정보에 기초하여 다음 심장 주기 동안에 특정 특성의 재발생의 시간을 예측하도록 구성될 수 있다.

기본적으로, 모든 실시예에서, 적어도 하나의 측정 신호는 ECG 신호, 심장의 좌심실 또는 우심실내의 혈압을 나타내는 측정 신호, 대정맥 또는 대동맥 또는 심장에 인접한 폐동맥내의 혈압의 측정 신호 중 적어도 하나가 될 수 있다.

따라서, 이전 심장 주기의 정보에 기초한 적어도 하나의 이벤트가 발생하는 다음 시간을 예측하기 위해서, 선택된 신호는 바람직하게는 심장 주기에 대한 정보를 포함할 수 있어서, 심장 주기 당 적어도 하나의 이벤트의 발생 시간은 이전 심장 주기 동안에 선택된 측정 신호 및 검출된 이벤트에 기초하여 예측될 수 있다.

부가적으로 또는 대안으로, 상기 제어 장치는 상기 측정 신호로부터의 측정 신호의 VAD에 의한 활성 심장 보조장치의 효과를 제거하도록 구성될 수 있다. 특히, 상기 제어 장치는 심장의 동적 거동에서 VAD 유도 압력 변화의 효과에도 불구하고 심장 주기에서 기설정된 이벤트를 검출하기 위한 목적으로 데이터 융합에 의해 측정 신호를 적어도 두개, 바람직하게는 독립적으로 분석하도록 구성될 수 있다.

특정 실시예에서, 상기 제어 장치는 VAD의 속도를 설정하도록 구성될 수 있어서 보조 심장의 심장 주기의 이완기 단계에서 대동맥 또는 폐동맥과 같은 관심 동맥으로 VAD에 의해 주입되는 혈액 량은 충분히 낮아서 혈액 량이 대응하는 심실에 유지되며 수축기 동안 VAD 및 심실의 상호 분출은 바람직한 최소 피크 혈류를 가져오는데, 즉, 최소 피크 혈류는 바람직하게는 약 6L/min, 더 바람직하게는 7L/min, 가장 바람직하게는 8L/min 이상이 된다(전술한 바와 같음).

수축기 피크 혈류는 대개는 VAD의 달성가능한 피크 혈류는 물론이고 특히 심실 사전 설치, 심실 충진 레벨, 및 심장 수축성의 레벨에 의존하여 상호 분출하는 천연 심장의 기능에 의존한다. 심장박동 당 전체 피크 혈류 Q_total｜max(h) 및 심장 박동 당 전체 분출된 량 EV(h)은 전술한 바와 같이 수축기 시스템 혈압의 적절한 증가를 야기하도록 할 필요가 있다. 그러나, 이는 주변 저항은 물론이고 환자의 신체 질량, 또는 신체 표면, 심실 탄성에도 의존한다. 다시 말해서, Q_total｜max(h)= 6L/min의 최소의 전체 피크 혈류는 작은 환자에게는 충분할 수 있지만, 더 높은 전체 피크 혈류는 더 큰 환자에서 요구될 수 있다(전술한 바와 같음). 더 높은 전체 피크 혈류는 혈관 상이 이완되거나 넓게 개방될 때 특히 요구될 수 있다.

부가적으로, 상기 제어 장치는 심장박동 당 결과 평균 동맥 혈압

이 기설정된 임계값

이하로 강하되지 않는 경우에만 심장 주기 동안에 펄스의 형태로 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하도록 구성될 수 있다.

최소 VAD 유도 혈류 Q_VAC(h)는 VAD에 의해 약화된 심장으로 제공되는 요구된 최소 심장 보조장치에 대응할 수 있다. 이 개념은 VAD가 소정의 vWF를 보충하고 요구된 최소 혈류가 제공되도록 하기 위해서 동작될 수 있는 것이다. 예를 들어, 현재 요구된 혈류는 주간 활동, 걷기, 계단 오르기 등과 같은 요구된 높은 저항의 기간을 고려하여, 환자의 현재 관류 요구에 관련될 수 있으며, 이 경우 VAD는 비교적 높은 평균 속도로 동작할 것이다. 낮은 환자 관류 요구의 기간은 예를 들어, 휴식 때, 취침 때 등은 더 낮은 평균 속도로 VAD를 동작하도록 사용될 수 있다. 이는 어느 정도의 혈류 지원을 여전히 유지하면서 박동성을 증가시키고 vWF의 보충을 보조하도록 할 것이다. 물론, 더 복잡한 방법이 가능한데 특별한, 예를 들어, 평균의 VAD 유도 혈류 Q_VAD(h)에 대응하는 심장 보조장치를 위한 현재 요구가 연속되는 방식으로 고려된다. 따라서, 상기 제어 장치는 현재 요구된 최소 혈류와 최대 혈류 사이에서 임의의 사용가능한 초과분을 사용하여 VAD가 본원에서 제안된 바와 같이 잔류 박동성의 회복 및 유지를 제공할 수 있도록 구성될 수 있다.

"y in x" 방식으로 속도의 변경을 동기화시키는 것이 더 바람직할 수 있으며, 즉, 제안된 속도 펄스는 x의 연속적인 심장 주기 중 y 에서만 발생됨을 알 수 있다. 예를 들어, 소정의 최소 박동성을 회복 또는 유지하는 목적의 속도 펄스는 둘중 하나, 또는 셋중 하나 또는 넷중 하나 방식 또는 셋중 둘 또는 넷중 둘 또는 다섯중 둘 방식으로, 즉 매 두개중 하나의 심장 주기 또는 매 세개 또는 네개 또는 다섯개의 연속되는 심장 주기중 두개의 심장 주기 방식이다. 이것은 심장 주기가 너무 높거나 또는 심장의 펌프 보조 장치의 레벨이 적합하지 않은 경우에 특히 유리할 수 있다. 따라서, 증강된 박동성은 간헐적으로 제공될 뿐이다. 이것은 vWF 보충의 목적에 완벽하게 사용됨을 알 수 있다. 예를 들어, 상기 제어 장치는 보조 심장의 다른 (x-y) 연속 심장 주기의 적어도 y 동안에 VAD의 속도 n_VAD (t)를 설정하도록 부가적으로 구성될 수 있어서 심장박동 당 평균 동맥 혈압은 기설정된 임계값 (

≥

) 이상으로 유지된다.

마지막으로, 상기 제어 장치의 전술한 기능 또는 기능성은 상기 제어 장치의 대응하는 컴퓨팅 장치에 의해, 하드웨어 또는 소프트웨어 또는 그들의 조합으로 구현될 수 있다. 그러한 컴퓨팅 장치는 컴퓨팅 장치가 각각의 요구된 제어 단계를 수행하도록 소프트웨어 코드를 갖는 대응하는 컴퓨터 프로그램에 의해 구성될 수 있다. 그러한 프로그래머블 컴퓨팅 장치는 종래 기술에서 그리고 당업자에게 공지되어 있으므로 여기서는 상세히 설명할 필요가 없을 것이다. 더욱이, 상기 컴퓨팅 장치는 예를 들어 논의된 측정 신호를 처리 및/또는 분석하기 위한 하나 이상의 신호 처리기와 같은 특정 기능에 유용한 특정 전용 하드웨어를 포함할 수 있다. 또한, VAD의 구동의 속도를 제어하기 위한 각각의 장치는 물론 각각의 소프트웨어 모듈에 의해 수행될 수 있다.

대응하는 컴퓨터 프로그램은 컴퓨터 프로그램을 포함하는 데이터 캐리어에 저장될 수 있다. 대안으로, 컴퓨터 프로그램은 데이터 캐리어가 필요없이 컴퓨터 프로그램을 포함하는 데이터 스트림의 형태로, 예를 들어, 인터넷을 통해서 전달될 수 있다.

본 발명의 제2 양태는 본 발명의 제1 양태에 따른 제어 장치중 하나를 포함하는 VAD를 제공한다. 예를 들어, VAD는 회전 혈액 펌프, 즉, 회전 모터에 의해 구동되는 혈액 펌프가 될 수 있다.

예를 들어, 그러한 혈액 펌프는 카테터를 기반으로 하여 대응하는 혈관을 통해서 심장에 이식되거나 또는 직접 배치될 수 있다.

예를 들어, VAD는 예를 들어, US 5911685에 공개된 바와 같은 혈액 펌프로서, 환자의 좌측 또는 우측 심장으로 일시적으로 배치되거나 이식되도록 특별히 배치된다.

바람직하게는, VAD는 낮은 관성 장치로서, 다음으로 제한되지는 않지만, 다음과 같은 특성, 즉 (1) VAD의 이동하는, 특히 회전하는 부품으로서, 예를 들어 회전자 또는 임펠러가 플라스틱 물질, 합성 물질 등과 같은 낮은 중량의 물질로 이루어지므로서 낮은 질량을 포함할 수 있으며, (2) 전기 모터와 같은 구동 수단이 모터에 의해 구동되는, 예를 들어 회전자 또는 임펠러와 같은 부품 가까이에, 바람직하게는 매우 가까이, 가장 바람직하게는 인접하여 배치되며, 카테터 기반이면, 바람직하게는 회전 구동 케이블 또는 구동 도선을 포함하지 않고, 전기 배선을 포함하며, (3) 모터에 의해 구동되는, 예를 들어 모터 또는 임펠러와 같은 부품을 갖는 모터의 예를 들어 축과 같은 커플링 또는 접속장치가 짧게 이루어질 수 있으며, (4) VAD의 모든 이동 부품, 특히 회전 부품은 작은 직경을 가질 수 있는 특성을 포함한다. 전술한 특성 리스트는 완전하다고 주장하지 않으며, 즉, 상기 장치는 낮은 관성 장치가 되게 하는 또 다른 또는 대체 특성을 포함할 수 있음을 주목해야 한다.

이하 본 발명은 첨부의 도면을 참조하여 예를 들어 설명될 것이다. 즉,
도 1은 대동맥을 통해서 배치되며 대동맥을 통해서 심장의 좌심실로 연장되는 VAD의 예시적인 일 실시예와, VAD를 위한 제어 장치의 실시예의 블록도를 도시한다.
도 2는 도 1의 예시적인 VAD의 측면도를 더 상세히 도시한다.
도 3은 도 1의 제어 장치의 제어하에서 도 1 및 도 2의 VAD에 의해 혈액 박동성을 회복 및/또는 유지하도록 박동 속도 제어의 원리를 예시하기 위해서, a) 대동맥 압력(AoP(t)), b) 좌심실 압력(LVP(t)), c) ECG(ECG(t)), d) 속도 명령 신호 궤적(n_VAD ^set (t)), 및 e) 대응하는 트리거 신호의 열(σ(t))을 나타내는 예시적인 신호 파형을 갖는 도면을 도시한다.
도 4는 대동맥내의 소위 윈드케셀을 근사하는 전기 모델의 전기 등가 회로를 도시한다.
도 5는 심장의 혈류 Q_heart(t) 및 펌프의 혈류 Q_pump(t)(상부 플롯) 및 대동맥 압력 AoP(t)(하부 플롯)에 대한 다섯개의 상이한 모의 시나리오의 결과를 도시한다.

도 1은 좌측의 카테터 기반 회전 혈액 펌프(이하 "혈액 펌프"라 함)를 도시하며, 이는 본원에서 VAD의 일 실시예로서 설명된다. 이 예시적인 혈액 펌프는 도 2에 더 상세히 도시된다.

전술한 바와 같이, 본 발명자가 발견하였으며 본원에 제안된 응용에서 사용되는 한가지 중요한 물리적 전제조건은 어떠한 관련 관성도 없다는 것이다. 도 2에 도시된 카테터 기반 펌프 유형의 혈액 펌프와 같은 로터리 혈액 펌프는 위드인-어-비트 속도 변조를 갖는 제안된 속도 제어 시나리오의 구현을 방해하는 어떠한 관련 관성도 갖지 않는다.

상기 혈액 펌프는 카테터(10)를 기반으로 하며(카테터 기반 혈액 펌프), 이에 의해 혈액 펌프는 대동맥(12) 및 대동맥 판(15)을 통해서 심장의 좌심실(16)로 일시적으로 유입된다. 도 2에 더 상세히 도시된 바와 같이, 혈액 펌프는 카테터(10)에 더해서 카테터 관(20)의 단부에 고정되는 로터리 펌핑 장치(50)를 포함한다. 로터리 펌핑 장치(50)는 모터부(51) 및 그로부터 축방향 거리에 배치되는 펌프부(52)를 포함한다. 혈류 캐뉼러(53)는 그 일 단부에서 펌프부(52)에 접속되며, 펌프부(52)로부터 연장되며 그 다른 단부에 배치된 유입 케이지(54)를 갖는다. 유입 케이지(54)에는 부드럽고 유연한 팁(55)이 부착된다. 펌프부(52)는 출구 개구(56)를 갖는 펌프 하우징을 포함한다. 또한, 펌핑 장치(50)는 모터부(51)로부터 펌프부(52)의 펌프 하우징으로 돌출되는 구동 축(57)을 포함한다. 구동 축(57)은 트러스트 요소로서 임펠러(58)를 구동하며 이에 의해 혈액 펌프가 동작하는 동안에, 혈액은 유입 케이지(54)를 통해서 흡입되어 출구 개구(56)를 통해서 방출될 수 있다.

펌핑 장치(50)는 그에 따라서 적응될 때, 예를 들어 혈액 펌프가 우측 심장에 배치될 때 요구되는 바와 같이, 역 방향으로 펌프할 수도 있다. 이와 관련하여 그리고 완성을 위해, 도 1은 좌측 심장내에 그리고 그의 보조장치를 위해서 배치된 VAD의 하나의 특별한 예로서 로터리 혈액 펌프를 도시한다. 우측 심장의 보조장치를 위해서, 본 예의 로터리 혈액 펌프는 대정맥으로부터 우측 심장으로 일시적으로 유입될 수 있으며 우측 심장에 배치되어 혈액이 폐동맥으로 분출될 수 있다. 이러한 구성에서, 혈액 펌프는 대정맥으로부터 또는 우심실로부터 혈액을 흡입하고 혈액을 폐동맥으로 분출하도록 구성될 수 있다. 즉, 하나의 특정 실시예에서 설명되는 원칙 및 기능성은 우측 심장 보조장치에 대응하여 전달될 수 있다. 따라서, 상세한 설명이 필요하지 않을 것이다.

도 1 및 도 2에서, 세개의 선, 두개의 신호 선(28A 및 28B) 및 모터부(51)에 전류를 공급하기 위한 전력 공급 선(29)은 카테터(10)의 카테터 관(20)을 통해서 펌핑 장치(50)에 이어진다. 두개의 신호 선(28A, 28B) 및 전력 공급 선(29)은 그 근단에서 제어 장치(100)에 부착된다. 또 다른 기능을 위해 부가적인 선이 있을수 있는데, 예를 들어, 퍼지 유체(미도시)용 선도 카테터(10)의 카테터 관(20)을 통해서 펌핑 장치(50)에 이어질 수 있다. 부가적인 선이 다양한 감지 기술을 기반으로 추가될 수 있다.

도 2에 도시된 바와 같이, 신호 선(28A, 28B)은 각각 대응하는 센서 헤드(30 및 60)를 갖는 혈액 압력 센서의 부품으로서, 펌프부(52)의 하우징 외부에 배치된다. 제1 압력 센서의 센서 헤드(60)는 신호 선(28B)와 연관된다. 신호 선(28A)은 제2 혈액 압력 센서의 센서 헤드(30)에 연관되어 접속된다. 혈 압력 센서는, 예를 들어, US 5911685A에 기술된 Fabry-Perot 원리에 따라 기능하는 광학 압력 센서로서, 이 경우에 두개의 선(28A, 28B)은 광 섬유이다. 그러나, 그 대신 다른 압력 센서가 사용될 수 있다. 기본적으로, 센서의 위치에서 각각의 압력 정보를 전달하고 광학, 유압 또는 전기 등 오리진의 적합한 물리적 오리진일 수 있는, 압력 센서의 신호는, 각각의 신호 선(28A, 28B)을 통해서 제어 장치(10)의 데이터 처리 장치(110)의 대응하는 입력으로 전달된다. 도 1에 도시된 예에서, 압력 센서는 대동맥 압력 AoP(t)이 센서 헤드(60)에 의해 측정되며 좌심실 압력 LVP(t)이 센서 헤드(30)에 의해 측정되도록 배치된다.

데이터 처리 장치(110)는 외부 및 내부 신호의 획득을 위해서, 펌프 흐름을 추정하기 위한 기초로서 예를 들어 두개의 압력 신호들 사이의 차이의 계산을 포함하는 실제 신호 처리를 위해서, 획득 및 계산된 신호를 기반으로 심장 주기 동안에 특성 이벤트를 검출하기 위한 신호 분석을 위해서, 및 트리거 신호 발생기에 의해 트리거 신호의 열 σ(t)을 발생하기 위해서, 속도 명령 신호 발생기(120)를 트리거하기 위해서(아래의 세부사항 참조) 구성된다.

데이터 처리 장치(110)는 대응하는 신호 선을 통해서, 환자의 모니터링 장치(310) 및 심전계(320)와 같은, 부가적인 측정 장치(300)에 접속되며, 이들 장치는 단지 두개의 예이며, 즉, 다른 측정 장치도 유용한 신호를 제공할 수 있고 따라서 유용하게 사용될 수 있다. 심전계(320)는 데이터 처리 장치(110)에 ECG 신호 ECG(t)를 제공한다.

제어 장치(100)는 디스플레이(210) 및 통신 인터페이스(220)를 포함하는 사용자 인터페이스(200)을 더 포함한다. 디스플레이(210)에는, 측정된 압력 신호와 같은, 설정 파라메터, 모니터된 파라메터, 및 다른 정보가 표시된다. 또한, 통신 인터페이스(220)에 의해, 제어 장치(100)의 사용자는, 예를 들어, 시스템 전체의 설정을 변경하기 위해서 제어 장치(100)와 통신할 수 있다.

데이터 처리 장치(110)는 트리거 신호 발생기에 의해 트리거 신호의 열 σ(t)의 발생을 위해 사용되는 현재 신호 값의 실시간 분석에 의해 보조 심장의 심장 주기 동안에 하나 이상의 미리 정의된 특성 이벤트의 발생 시간을 도출 또는 예측하도록 특별히 구성된다. 트리거 신호의 결과 열 σ(t)은 속도 명령 신호 변경을 트리거하기 위해서 속도 명령 신호 발생기(120)로 전달된다.

또한, 데이터 처리 장치(110)는 이들 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 이전 값들도 분석하도록 구성된다. 즉, 데이터 처리 장치(110)는 또한 현재 및/또는 이전 심장 주기 동안에 발생하는 특성 이벤트에 대한 저장된 정보에 기초하여 다가오는 심장 주기에서 적어도 하나의 미리 정의된 특성 이벤트의 발생 시간을 예측하도록 구성된다.

심장 주기의 하나의 특별한 특성 이벤트는 수축기 단계의 시작시 심장의 수축의 시작이 될 수 있다. 그러한 특성 이벤트의 검출된 발생 또는 예측된 발생은 본원에 제안된 바와 같이 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)의 펄스를 심장 주기와 동기화시키기 위한 이벤트로서 사용된다.

속도 명령 신호 발생기(120)는 펌핑 장치(50)의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 발생 및 조절하고 이벤트 기반 명령 신호 발생기로서 피드포워드 설정(제1 설정)에서 또는 압력 제어를 위한 외부 피드백 폐루프 설정(제2 설정)에서 속도 제어 장치(130)에 그 속도 명령 신호를 제공하도록 구성된다.

제1 설정에서, 속도 명령 신호 발생기(120)는 데이터 처리 장치(110)에 의해 제공되는 트리거 신호의 적어도 하나의 열 σ(t)에 의해 트리거된다. 제2 설정에서, 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)는 외부 피드백 루프에서 동작하고 데이터 처리 장치(110)에 의해 외부 및 내부 신호를 공급받는 (명령 신호 발생기(120)로서) 압력 제어 알고리즘에 의해 제공되며, 소정의 최소 박동성

을 달성하도록 데이터 처리 장치(110)에 의해 제공되는 트리거 신호의 적어도 하나의 열 σ(t)에 의해 트리거된다.

따라서, 속도 제어 장치(130)는 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)에 따라서, 카테터 관(20)을 통해서 이어지는 전력 공급 선(29)을 통해서 펌핑 장치(50)의 모터부(51)에 모터 전류 I_VAD(t)를 공급함으로써 VAD의 속도 n_VAD (t)를 제어한다. 공급된 모터 전류 전류 I_VAD(t)의 전류 레벨은 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)에 의해 정의된 바와 같이 타겟 속도 레벨을 설정하도록 펌핑 장치(50)에 의해 현재 요구되는 전류에 상응한다. 전력 공급 선(29)을 통해서, 펌프 역시 제어 장치(100)와 통신한다.

제어 장치(100)의 내부 신호의 대표 신호로서 사용되는 공급된 전류 I_VAD(t)와 같은 측정 신호는 더 처리되도록 데이터 처리 장치(110)에 제공된다.

본 발명의 제1 양태에 따르면, 제어 장치(100)는 심장 보조장치의 VAD의 예시적인 실시예로서 도 1 및 도 2의 혈액 펌프의 속도를 변경하기 위해 구성된다.

제어 장치(100)는 특히 보조 심장의 심장 주기내의 혈액 펌프(50)의 속도를 변경하도록 구성되어, 결과적으로 펌프를 통해서 혈류의 변화를 가져오고, 그 속도 변경은 심장 주기의 기설정된 이벤트에 관련되는 심장 주기 당 적어도 하나의 이벤트에 의해 심장 박동과 동기화된다. 말하자면, 속도 명령 신호 발생기(120)는 발생이 검출되는 심장 주기의 적어도 하나의 특정 이벤트에 대한 정보를 얻는 데이터 처리 장치(110)의 트리거 신호 발생기에 의해 제공되는 적어도 하나의 트리거 신호 열 σ(t)에 의해 트리거될 수 있으며, 대응하는 신호 정보는 트리거 신호의 열 σ(t)을 설정하도록 사용된다.

그러나 트리거 신호의 열 σ(t)을 제공하는 트리거 신호 발생기는 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하고, 따라서, 혈액 펌프(50)의 속도 n_VAD(t)를 변경하도록, 각각의 심장 주기 동안에 검출되며 트리거 신호의 대응하는 열 σ(t)을 도출하도록 분석되는 심장 주기에서 하나 이상의 이벤트에 의존할 수 있음을 주목해야 한다.

전술한 바와 같이, 혈액 펌프는 로터리 펌핑 장치(50)를 포함하며, 임펠러의 (회전) 속도 n_VAD(t)는 속도 제어 장치(130)에 의해 제어된다. 혈액 펌프의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)는 명령 신호 발생기(120)에 의해 조절된다.

혈액 펌프에 의해 생성된 혈류의 제안된 변화에 대한 제1 실시예에 따르면, 제어 장치(100)는, 특히 속도 명령 신호 발생기(120)는 로터리 펌핑 장치(50)의 속도 명령 신호 n_VAD ^set (t)를 조절하도록 구성되어 VAD의 결과 속도는 VAD 유도 혈류 Q_VAD(t)를 발생하도록 변경되며, 이는 각각의 심장 주기내의 압력 펄스를 유도한다.

더 나은 이해를 위해, 속도 변경의 잠재적 효과의 예가 도 3에 예시된다. 도 3은 예시적인 파형을 갖는 도면을 도시한다.

도 3a)의 파형은 생리적인 (비-보조적인) 대동맥 압력 AoP(t)(파선)과 소정의 (보조의) 대동맥 압력

(실선) 사이를 구분하는 대동맥 압력 신호를 나타낸다.

도 3b)의 파형은 트리거 신호의 열 σ(t)을 발생 또는 도출하기 위해 사용될 수 있는 심장 주기의 특성 압력 값 및/또는 이벤트에 대한 예와 함께 좌심실 압력 LVP(t)에 대한 신호를 나타낸다.

도 3c)의 파형은 ECG 신호를 나타낸다.

도 3의 도면은 도 1의 제어 장치(100)의 제어하에서 도 1 및 도 2의 혈액 펌프를 이용하여 박동 혈압 회복 및 유지에 대한 원리를 일예로 도시한다.

이를 위해, 도 3d)는 속도 명령 신호 n_VAD(t)의 하나의 특정 예를 도시한다.

도 3e)에는, 트리거 신호의 대응하는 열 σ(t)이 예시된다.

속도 명령 신호 n_VAD(t)는 펌프 속도 변경을 위해서 사용되는 것으로서, 속도 명령 신호 발생기(120)의 신호 출력에 대응하며, 속도 제어 장치(130)에 전달된다. 트리거 신호의 열 σ(t)은 이벤트 기반 속도 명령 신호 발생 및 이벤트 기반 폐루프 압력 제어를 위한 기초로서 결과적으로 변경된 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)를 발생하며, 그 변경은 심장 박동과 동기화된다.

명령 신호 n_VAD ^set(t)는 속도 펄스의 시작에서 기본 속도 레벨

n_VAD ^set(t) = n_VAD ^set,basic(j)로부터

증가된 속도 레벨

n_VAD ^set(t) = n_VAD ^set,basic(j) + Δn_VAD ^set(j)로의 속도 증가를 나타내며, 여기서 Δn_VAD ^set(j)는 속도 펄스 동안의 속도차를 나타낸다.

도 3에서, 속도 펄스의 시작은 이완기의 끝과 동기화된다.

또한, 속도 펄스의 끝에서 증가된 속도 레벨

n_VAD ^set(t) = n_VAD ^set,basic(j) + Δn_VAD ^set(j)로부터

기본 속도 레벨

n_VAD ^set(t) = n_VAD ^set,basic(j)로 되돌아가는 속도 감소도 도시된다.

도 3에서, 속도 펄스의 끝은 수축기의 끝과 동기화된다. 이들 속도 변경은 각각 본원의 개괄부에서 논의된 바와 같이 소정의 최소 박동성을 달성하기 위한 속도 변경의 가능한 구현을 나타낸다.

속도 감소는 트리거되어 심장 박동수 종속 펄스 기간 τ^assist(h) 후에 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)의 펄스, 즉, 펄스 기간이 심장 박동수 HR(h)에 적응된다. 즉, 명령 신호 발생기(120)는 심장 박동수 종속 펄스 기간을 발생하도록 구성된다.

대안으로, 속도 감소가 트리거되어 기설정된 펄스 기간 τ^pulse(j)이 달성될 수 있다. 이를 위해, 명령 신호 발생기(120)가 구성되어 기설정된 펄스 기간 τ^pulse(j)을 갖는 속도 펄스를 발생할 수 있다.

도시된 예(도 3d)에서, 속도는 속도 펄스 단부의 시작에서, 여기서는 예를 들어, 시점 t^LVP _J.ED에서 속도 차이 Δn_VAD ^set(j)만큼 증가하며, 속도는 속도 펄스 단부의 끝에서, 여기서는 예를 들어, 시점 t^AoP _J.ES에서 감소된다.

바람직하게는, 동작에 있어서, 속도 명령 신호 발생기(120)는 그에 따라서 속도 차이 Δn_VAD ^set(h) 만큼 조절하여 박동성 ΔAoP(h)을 제어하도록 구성된다. 전술한 바와 같이,

= [15...30] mmHg의 범위의 소정의 최소 박동성은 충분한 것으로 여겨져서 vWF의 결핍이 발생되지 않을 수 있고 및/또는 미세혈관 관류가 개선될 수 있다.

또한, 전술한 바와 같이, 데이터 처리 장치(10)는 심장 박동

당 현재의 평균 동맥 혈압을 측정 및/또는 계산하고 현재 값을 속도 명령 신호 발생기(120)에 공급하도록 구성된다. 이를 위해, 속도 명령 신호 발생기(120)는 바람직하게는 기설정된 임계값

≥

이하로 동맥 혈압의 강하를 방지하도록 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)를 조절하도록 더 구성된다.

개괄부에서 논의된 바와 같이, 충분한 최소 혈압 박동성의 회복 및/또는 유지는 로터리 펌핑 장치(50)의 속도를 변경시킴으로써 달성될 수 있고 VAD 유도 혈류 Q_VAD(t)는 심장 주기의 이완기 동안에 대체로 감소되며 및/또는 심장 주기의 수축기 동안에 대체로 증가된다. 따라서, 특정 실시예에서, 속도 명령 신호 발생기(120)는 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)를 조절하도록 구성되어 보조 심장의 심장 주기의 이완 단계에서 대동맥(또는 폐동맥)에 분출된 혈액 량은 낮아서 기설정된 량이 좌(우) 심실에 유지되며, 좌(우) 심실과 함께 로터리 펌핑 장치(50)는 수축기 동안에 적정한 혈액 량을 상호 분출한다. 다시 말해서, 이완 속도 감소 역시 심장이 적절히 채워지도록하여, 로터리 펌핑 장치(50) 및 천연 심장으로부터의 수축기 상호 분출이 가능하게 된다. 이와 관련하여, 발명자들은 펌프와 천연 심장이 수축기 동안에 전체 피크 혈류를 유도하며,

Q_total｜max(h) = Q_heart｜max(h) + Q_pump｜max(h) 〉 6 L/min...10 L/min,

결국 전체 분출된 량은

EV(h) = EV_heart(h) + EV_pump(h) = 40...70 ml 이 되어,

소정의 최소 박동성

≥15...30 mmHg 이 달성될 수 있음을 알았다. 그럼에도 불구하고, 타겟의 소정의 최소 박동성

은 고정 값이 아니고, vWF의 보충에 기초하여 변동될 수 있다. 더욱이, 약화된 심장의 천연 박동성이 이미 소정의 최소 박동성보다 높으면, 상기 박동성은 물론 반드시 감소되지는 않을 것이다.

발명자들은 펌프 Q_pump｜max(h) 및 심장 Q_heart｜max(h)의 심장박동 당 피크 혈류 및 전기 등가 회로의 수학적 모델에 의해 펌프 EV_pump(h) 및 심장 EV_heart(h)의 심장 박동 당 대응하는 전체 분출 량에 대해서 기술된 값을 입증했다. 사용된 모델은 도 4에 예시된다.

도 4는 혈액이 심장에 의해 분출될 때 대동맥내의 소위 윈드케셀 효과의 역학을 근사하는 전기 모델의 회로를 도시한다. 전기 모델은 동맥의 주변계의 저항을 나타내는 또 다른 저항(R₂ = 0.05 Ohm)의 직렬 연결과 직렬로 대동맥 판막의 저항을 나타내하는 저항(R₁ = 0.05 Ohm), 및 동맥 탄성을 나타내는 캐패시터(C₂ =1.7F)로 이루어진다. 또한, 상기 모델에서, 상기 (잔류) 심장 출력 Q_heart(h) 및 펌프의 혈류 Q_pump(h)는 전류 소스로서 추정된다. 로터리 혈액 펌프를 대표하여, standard pump Impella^® 5.0 이 사용되었으며, 더 세부사항에 대해서는 Catanho 등의 "Model of Aortic Blood Flow Using the Windskssel Effect", Beng 221, Mathematidcal Methods in Bioengineering, Report, 2012 이 참조된다.

도 5는 다섯개의 상이한 모의 시나리오의 결과를 나타낸다. 아래 표는 심장박동 j(Q_total(j)) 및 대응하는 박동성(ΔAoP(j))에 대한 전체 혈류의 부가적인 정보와 함께 다섯개의 상이한 모의 시나리오의 결과를 도시한다.

도 5에서, 좌측으로부터 우측으로, 고려된 시나리오 ① 내지 ⑤는 다음과 같다.

시나리오 ① - :"건강한 심장": 천연 심장 기능이 추정되며, 그 결과 공통 평균 대동맥 혈압

= 105.4 mmHg에 심장의 피크 혈류 Q_heart｜max(j) = 15 L/min 및 박동성 ΔAoP(j) = 40 mmHg(120/80)이다.

시나리오 ② - "약화된 심장, 보조장치 없음": 심장 기능은 천연 심장의 삼분의 일로 감소되어, 그 결과 펌프가 이식되지 않는 동안 반생리적으로 낮은 평균 대동맥 혈압이

= 36.8 mmHg에 심장 피크 혈류 Q_heart｜max(j) = 5.4 L/min 및 매우 낮은 박동성 ΔAoP(j) = 14.5 mmHg(42/28 mmHg)이다.

시나리오 ③ - "완전히 언로딩(P4)": 약화된 심장은 최대 흐름을 발생하기 위해서 속도 레벨 P4에서 펌프에 의해 보조되며, 그 결과 생리적으로 평균 대동맥 혈압이

= 89.8 mmHg에 전체 피크 혈류 Q_total｜max(j) = Q_heart｜max(j) + Q_pump｜max(j)= 8.5 L/min 및 중간의 박동성 ΔAoP(j) = 17.2 mmHg(96/79 mmHg)이다.

시나리오 ④ - "낮은 박동성(P4/P2)": 약화된 심장은 펌프에 의해 보조되고, 그 속도는 수축기에서 시나리오 ③(P4)의 속도로 이완기에서 저속(P2)으로 변경되며, 그 결과

= 70.6 mmHg의 더 낮은 평균 대동맥 압력에서 시나리오 ③에 비해서 전체 피크 혈류 Q_total｜max(j) = Q_heart｜max(j) + Q_pump｜max(j)= 8.5 L/min 및 더 높은 중간의 박동성 ΔAoP(j) = 20.4 mmHg(78/58 mmHg)이다.

시나리오 ⑤ - "높은 박동성(P9/P2)": 약화된 심장은 펌프에 의해 보조되고, 그 속도는 수축기에서 가능한 가장 높은 속도(P9)로 이완기에서 낮은 속도(P2)로 변경되며, 그 결과 높은 전체 피크 혈류 Q_total｜max(j) = Q_heart｜max(j) + Q_pump｜max(j)= 10.3 L/min 및 중간의 평균 대동맥 압력

= 85.2mmHg에서 가능한 가장 높은 박동성 ΔAoP(j) = 27.4 mmHg(95/69 mmHg)이다.

시나리오 ③ 내지 ⑤에서 심장은 펌프에 의해 이완기 언로딩의 정도를 변동시킴에도 불구하고 수축기 동안에 동일 량을 분출한다고 가정함을 주목해야 한다.

심장박동의 값 j	Q_heart｜max _[L/min}	Q_pump｜max _[L/min}	Q_total _[L/min}	EV_heart _[ml}	EV_pump _[ml}	ΔAoP [mmHg]	[mmHg]
시나리오	Q_heart｜max _[L/min}	Q_pump｜max _[L/min}	Q_total _[L/min}	EV_heart _[ml}	EV_pump _[ml}	ΔAoP [mmHg]	[mmHg]
① "건강한 심장"	15,0	0.0	4.34	72.3	0.0	40.0	105.4
② "약화된 심장, 보조장치 없음"	5.4	0.0	1.51	25.2	0.0	13.5	36.8
③ "완전한 언로딩(P4)"	5.4	3.1	3.81	25.2	38.2	17.2	89.8
④ "낮은 박동성(P4/P2)"	5.4	3.1	2.94	25.2	23.8	20.4	70.6
⑤ "높은 박동성(P9/P2)"	5.4	4.9	3.54	25.2	33.8	27.4	85.2

요약하면, 모의 결과는 속도 변경이 감소된 평균 대동맥 압력을 수용하면서 증가된 박동성에 초점을 맞추거나 또는 감소된 박동성을 수용하면서 증가된 평균 대동맥 압력에 초점을 맞출수 있다는 사실을 강조한다. 여기서는 매우 낮은 관성 및 용혈과 같은, 물리적 및 생리적 제약이 고려되었다.

특히, 데이터 처리 장치(110)는 속도 명령 신호 발생기(120)를 트리거하도록 구성되어 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)의 펄스가 심장 주기의 적어도 하나의 기설정된 이벤트 발생의 검출된 또는 예측된 시간에 시작 및/또는 종료한다. 데이터 처리 장치(110)의 트리거 신호 발생기에 의해 발생되는 적어도 하나의 트리거 신호 열 σ(t)이 속도 명령 신호 발생기(120)에 제공된다.

바람직한 실시예에서 그리고 도 3에 예시된 바와 같이, 속도 명령 신호 발생기(120)는 심장 주기의 특성 이벤트가 발생하기 전에 기설정된 시간 간격 σ^incr(h) 만큼 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)의 증가를 초기화하도록 구성되며, 이는 트리거 신호의 열 σ(t)을 발생하기 위한 기초로서 사용된다. 이러한 트리거 신호의 열 σ(t)은 흡입, 혈액 손상 등을 방지하기에 적당한 방법으로 펌프 속도를 변경시키거나, 또는 제 시간에 펌프 속도 증가가 수축 상호 분출을 위한 속도의 변화와 압력의 결과 변화(관맥 구조의 탄성 및 혈액의 관성) 사이의 위상 변이를 다루도록 하는데 사용될 수 있다.

도 3에 예시된 예에서, 좌심실 수축의 출발 시간은 트리거 신호 발생기에 의해 발생된 트리거 신호의 열 σ(t)을 고려한 특성적 시간으로서 사용된다. 좌심실의 수축은 R-파가 대응하는 ECG 신호에서 발생한 직후에 시작된다. 따라서, 속도 명령 신호 발생기(120)는 ECG 신호에 기초하여 트리거 신호의 열 σ(t)을 도출하도록 구성될 수 있으며, 이는 데이터 처리 장치(110)에 제공된다. 데이터 처리 장치(110)는 (외부) ECG 장치(320)로부터 ECG 신호를 수신하고 트리거 신호 발생기에 의해 트리거 신호의 열 σ(t)을 발생하도록 구성될 수 있다.

전술한 바와 같이, 또 다른 측정 신호가 트리거 신호의 열 σ(t)을 발생하기 위한 데이터 처리 장치(110)에 의해 사용될 수 있으며, 예를 들어 이벤트로서 사용될 수 있는 좌심방 수축의 시작을 보여주며, 그 발생 시간은 수축기 분출 단계의 시작에 앞선다. 예를 들어, 도 3b)에서, 일부 특성 값 및 시간은 좌심실 압력 LVP(t)에 대한 신호에서 예로서 표시되며, 말하자면 최소값 LVP_min(j), 최대 값 LVP_max(j), 최대 변화 오버 타임 dLVP(j)/dt｜_max, 및 최소 변화 오버 타임 dLVP(j)/dt｜_min이다.

요약하면, 속도 명령 신호 발생기(120)는 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)의 조절을 데이터 처리 장치(110)에 의해 제공되는 적어도 하나의 트리거 신호의 열 σ(t)에 의해 심장 주기와 동기화하여 속도 펄스는 심실 수축의 시작 및/또는 ECG 신호의 R-파의 발생 전에 초기화된다.

속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)의 증가를 초기화하기 위한 기설정된 시간 간격 τ^incr(h)은 심장 주기의 연관된 특성 이벤트 전에, 예를 들어, 약 τ^incr(h) = 150 ms, 바람직하게는 τ^incr(h)= 100 ms, 가장 바람직하게는 τ^incr(h)≤ 100 ms 로 설정될 수 있다. 발명자들은 기설정된 시간 간격 τ^incr(h) 만큼 혈류가 확실하게 너무 빨리 가속되지 않으며, 이는 혈액 손상 및/또는 바람직하지 않은 용혈 효과의 가능성을 감소시키는 것으로 가정한다는 것을 더 알아냈다. 따라서, 속도 명령 신호 발생기(120)는 VAD의 속도 n_VAD(t)가 부드럽게 변경되도록 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)를 조절하도록 구성된다.

하나의 특정 예에서, 도 3d)는 VAD의 속도 n_VAD(t)를 선형으로 증가 또는 감소시키도록 램프로 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)를 도시하지만, 지수함수적 속도 증가 또는 감소와 같은 다른 형태도 가능할 수 있다.

마지막으로, 속도 명령 신호 발생기(120)는 기설정된 펄스 기간 τ^pulse(h) 후에 현재 속도 펄스를 종료시키기 위해서 VAD의 속도 n_VAD(t)를 초기 속도 레벨 n_VAD ^set,basic(t)로 다시 조절하도록 구성된다.

대안으로 또는 부가적으로, 속도 명령 신호 발생기(120)는 심장 주기의 기설정된 특성 이벤트가 발생할 때 현재 속도 펄스를 종료시키도록 VAD의 속도 n_VAD(t)를 변경시키기 위해서 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)를 조절하도록 구성된다.

바람직한 실시예에서, 기설정된 이벤트는 보조 시장의 이완 시작 및/또는 대동맥 판막의 폐쇄이다. 여기서, 심장 주기의 기설정된 특성 이벤트의 전, 도중 또는 후에 속도 명령 신호 n_VAD ^set(t)의 감소를 초기화하기 위한 기설정된 시간 간격 τ^red(h) 역시 고려될 수 있다. 바람직하게는, 속도 펄스를 종료시키기 위한 트리거는 트리거 신호의 열 σ(t)의 일부이며 데이터 처리 장치(110)에 의해 심실 이완이 시작되기 전에 시간 간격 τ^red(h)으로 제공된다. 바람직하게는, 이 트리거 신호는 이전 심장 주기 동안에 검출된 심실 이완 시작의 예측에 기초한 것이다.

예를 들어, 대동맥 판막의 폐쇄는 좌심실 압력 LVP(t)이 대동맥 압력 AoP(t) 이하로 강하할 때, 또는 그에 대응해서, 혈류 캐뉼러(53)의 입구(54) 및 출구(56)사이의 압력 차가 제로 미만이 될 때 결정될 수 있다.

데이터 처리 장치(110)는 심장 주기의 특성 이벤트로서 보조 심장의 대동맥 판막의 폐쇄에 관련된 정보를 포함하는 적어도 하나의 신호로부터 트리거 신호의 열 σ(t)을 도출하도록 더 구성된다.

예를 들어, 유용한 신호는 보조 심장의 좌심실 압력 LVP(t) 및/또는 보조 심장에 인접한 대동맥 압력 AoP(t)을 나타내는 측정 신호가 될 수 있다. 혈액 펌프가 심장의 우측의 보조장치로 구성되고 우측에 배치되도록 구성되면, 그 신호는 보조 심장에 인접한 대정맥의 혈압 CVP(t) 및/또는 우심실 혈압 RVP(t) 및/또는 보조 심장에 인접한 폐동맥의 혈압 PAP(t)을 표시하는 측정 신호가 될 수 있다.

데이터 처리 장치(110)는 속도 제어 장치(130)에 의해 제공되는 요구된 모터 전류 I_VAD(t)로부터 로터리 펌핑 장치(50)로 트리거 신호의 열 σ(t)을 전달하도록 구성된다. 본원의 다른 곳에서 논의된 바와 같이, 요구된 모터 전류 I_VAD(t)는 설정된 속도 값을 따르도록 로터리 펌핑 장치(50)에 의해 요구되는 에너지를 반영한다. 따라서, 상기 명령 신호 발생기(120)는 데이터 처리 장치(110)에 의해 제공되는 대응하는 트리거 신호의 열 σ(t)에 의해 트리거될 수 있다.

바람직하게는, 데이터 처리 장치(110)는 이전 심장 주기의 분석 결과에 기초하여 심장박동 당 적어도 하나의 이벤트를 예측하기 위해서 순환계 및/또는 심장 주기의 특성 정보를 포함하는 적어도 하나의 측정 신호를 수신, 저장 및 분석하도록 구성된다. 더 바람직하게는, 데이터 처리 장치(110)는 펌프 유도 압력 변화의 영향을 필터링하도록 적어도 두개의 측정 신호를 분석하여 심장 주기의 특성 이벤트가 신뢰성있게 검출될 수 있도록 구성된다.

Claims

이벤트 기반 위드인-어-비트 제어 전략에 의해 비-박동성 심실 보조 장치, 즉 VAD(50)의 회전 속도(n _VAD (t))를 제어하는 제어 장치(100)로서,
상기 제어 장치(100)는 보조 심장의 심장 주기내에서 상기 VAD의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 변경시키고, 상기 심장 주기내의 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트에 관련되는 적어도 하나의 트리거 신호 열(σ(t))에 의해 심장 박동과 상기 회전 속도(n _VAD (t))의 변경을 동기화시키도록 구성되는
제어 장치(100).
제1항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 심장 주기내에서 관심 동맥내의 기설정된 소정의 최소 박동(
)을 생성하도록, 기설정된 펄스 기간(τ^pulse (h)) 또는 심박동수 의존 펄스 기간(τ^assist (h)) 동안 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 변경시키고, 상기 적어도 하나의 트리거 신호 열(σ(t))에 의해 속도 변경의 시작 및/또는 끝을 동기화시키도록 구성되는 제어 장치(100).
제2항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 변경시키도록 속도 명령 신호(n _VAD ^set (t))를 생성하여 상기 기설정된 소정의 최소 박동(
)이 달성되며,
개루프 제어에 의한 제1 설정에서, 상기 속도 명령 신호(n _VAD ^set (t))는 명령 신호 발생기(120)를 이용하여 미리 정의된 회전 속도 레벨들 사이에서 교번되거나,
또는 피드백 시스템의 폐루프 압력 제어에 의한 제2 설정에서, 상기 속도 명령 신호(n _VAD ^set (t))는 각각의 심장 박동(h)에 대해서 자동으로 설정되는 제어 장치(100).
제3항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 제2 설정에서 상기 기설정된 소정의 최소의 박동(
)을 달성하기 위해서 상기 속도 명령 신호(n _VAD ^set (t))를 조절하도록 구성되는 제어 장치(100).
제2항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 보조 심장의 x의 연속되는 심장 주기들 중 y에서만 상기 기설정된 소정의 최소 박동(
)을 생성하도록 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 변경시키도록 구성되며, 여기서 x는 2보다 큰 정수이며, y는 y≤x 인 정수인 제어 장치(100).
제5항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 보조 심장의 다른 x 마이너스 y 연속 심장 주기들 중 적어도 y 동안에 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 설정하도록 구성되어, 심장박동 당 평균 동맥 혈압(
)이 기설정된 임계 값(
) 초과로 유지되는 제어 장치(100).
제2항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 또한 상기 속도 명령 신호(n _VAD ^set (t))를 조절하도록 구성되어 심장 박동 당 평균 동맥 혈압(
)이 기설정된 임계 값(
) 초과로 유지되는 제어 장치(100).
제2항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트 중 하나가 발생하기 전에 기설정된 제1 시간 간격(τ^incr(h)) 만큼 상기 속도 명령 신호(n _VAD ^set (t))의 조절을 초기화하도록 구성되며, 상기 특성 이벤트는 바람직하게는 심실 수축의 시작 및 보조 심장을 착용한 환자로부터 유도된 심전도, ECG 신호내의 R-파(R)의 발생 중 적어도 하나인 제어 장치(100).
제2항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 기설정된 펄스 기간(τ^pulse (h)) 후, 상기 심장 주기내의 상기 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트 중 하나가 발생할 때 적응된 심박동수 의존 펄스 기간(τ^assist (h)) 후, 상기 심장 주기에서 상기 기설정된 이벤트가 발생하기 전 또는 발생할 때 기설정된 제2 시간 간격(τ^red(h)) 중 적어도 하나에 따라 상기 속도 명령 신호(n _VAD ^set (t))의 조절을 종료하도록 구성되며, 바람직하게는 상기 심장 주기내의 상기 적어도 하나의 기설정된 특성 이벤트는 상기 보조 심장의 심실 이완의 시작 및 대동맥 판막의 폐쇄 중 적어도 하나인 제어 장치(100).
제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 VAD(50)의 액추에이터에 공급되는 전류로부터 상기 적어도 하나의 트리거 신호 열(σ(t)) 중 하나를 도출하도록 구성되는 제어 장치(100).
제10항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 심장 주기를 거치는 상기 보조 심장에 의해 야기되는 전류의 변화로부터 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))의 변동으로 인한 전류의 변화를 구별하도록 구성되는 제어 장치(100).
제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 처리된 측정 신호인 적어도 하나의 신호로부터 상기 적어도 하나의 트리거 신호 열(σ(t))을 도출하도록 구성되며, 상기 처리된 측정 신호는 다음의 물리 량: 혈액의 분출을 위한 상기 VAD(50)의 출구에서와 혈액의 흡입을 위한 상기 VAD(50)의 입구에서의 혈압 차이, 상기 보조 심장의 심실 내 혈압, 상기 보조 심장에 인접한 대동맥 내의 혈압, 상기 보조 심장에 인접한 대정맥 내의 혈압, 상기 보조 심장에 인접한 폐동맥 내의 혈압 중 적어도 하나를 나타내는 제어 장치(100).
제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 심장 주기내의 순환계에 대한 특성 정보를 상기 적어도 하나의 처리된 측정 신호 중 적어도 하나로부터 판단하고, 이전 심장 주기 동안 판단된 특성 정보에 기초하여 다가오는 심장 주기에 대한 상기 적어도 하나의 특성 이벤트를 도출하거나 예측하도록 구성되는 제어 장치(100).
제13항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 적어도 두 개의 처리된 측정 신호로부터, 상기 이벤트를 도출하거나 예측할 때 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))의 변경의 영향을 판단하도록 구성되는 제어 장치(100).
제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 제어하도록 구성되어, 상기 보조 심장의 상기 심장 주기의 심장 이완기에는 혈액 용적이 대응하는 심실 내에 유지되도록 대동맥 또는 폐동맥으로 분출된 혈액의 양이 낮고 심장 수축기 동안에는 상기 VAD(50)와 상기 심실의 상호 분출이, 바람직하게는 적어도 6 L/min 및, 더욱 바람직하게는, 8 L/min의 기설정된 최소의 총 피크 혈류(Q_total｜_max(h))를 초래하는 제어 장치(100).
제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 상기 심장의 수축기 동안에 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 증가 및/또는 상기 심장의 확장기 동안에 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도(n _VAD (t))를 감소시키도록 구성되며, 바람직하게는 각각의 경우에 기본 속도 레벨(n _VAD ^set ^{, basic} (t))에 대해서 증가 및/또는 감소시키도록 구성되는 제어 장치(100).
제1항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제어 장치(100)는 평균 VAD 유도 혈류가 상기 보조 심장의 현재 요구되는 최소 혈류 요구량 초과로 설정될 수 있을 때에만 상기 VAD(50)의 상기 회전 속도를 변경하도록 구성되는 제어 장치(100).
청구항 1 내지 청구항 17 중 어느 한 항의 제어 장치(100)를 포함하는, 심장의 보조를 위한 VAD(50)로서,
상기 VAD는 바람직하게는 비-박동성 회전 혈액 펌프이며, 바람직하게는 상기 혈액 펌프는 카테터 기반인 VAD(50).
제18항에 있어서,
상기 VAD(50)는 다음의 특성들: 상기 VAD의, 예를 들어 회전자 또는 임펠러와 같은 이동하는, 특히 회전하는 부품들은 예를 들어 플라스틱과 같은 가벼운 물질로 이루어져서 낮은 중량을 가지며; 전기 모터와 같은 구동 수단은 상기 모터에 의해 구동되는, 예를 들어 회전자 또는 임펠러와 같은 부품 가까이, 바람직하게는 매우 가까이, 가장 바람직하게는 인접해서 배치되고, 만일 카테터 기반이라면, 바람직하게는 회전 구동 케이블 또는 구동 와이어를 갖지 않으며; 상기 모터에 의해 구동되는, 예를 들어 회전자 또는 임펠러와 같은 부품을 갖는 상기 모터의, 예를 들어 축과 같은 커플링 또는 접속부가 짧으며; 상기 VAD의 모든 이동하는, 특히 회전하는 부품들이 작은 직경을 갖는, 특성들 중 하나 이상을 포함함으로써 낮은 관성 장치인 VAD(50).