JPS5977861A - 人工心臓による血液流の測定装置及びその方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は心臓の血液流を測定する装置と方法に関するも
のであり、更に詳細には人工心臓により吐出される血液
の量を測定する装置と方法に関するものである。

人体の循環系統においては血液が最初肺に送られ、肺に
おいて酸素と二酸化炭素の交換が行なわれる。次に血液
は心臓に戻り、心臓から体内の循環系統に吐出される。

血液は直径が典型的には２５ｍｍの大動脈を通って心臓
から離れ、次に直径が大略８μｍある毛細血管に到達す
る迄順次狭まくなっている血管の中を流れる。次に血液
は静脈系統を流れながら血管の直径が約２０ｍｍになっ
ている大静脈に到達する迄暫次径の太い血管を流れる。

人体の循環系統にみられる血液流の速度は太い血管にお
ける１ｍ７秒から毛細血管における１０１／秒まで変化
する。血圧は大動脈における１５０ｍｍＨ５’から主た
る静脈内のほぼ０迄変化する。

人体の循環系統内における主たる、駆動体は心臓である
。普通の成人が休止状態にある場合、心臓の出力は平均
心拍数が約７０で約５，０００ｍ１１分である。運動時
間中はこの出力が５倍程度上昇する。人体の有効寿命の
終る前の通常の寿命を約７０年と仮定すれば、通常の心
臓では通常何ら手術を伴なわずに循環系統には約２００
．０００トンの血液が吐出人されることになる。

近年における技術と医療技術の進展に合せて現時点では
重症の心臓疾患を有する患者を成る場合にはその欠陥の
ある心臓を給血者の正常の心臓と完全に置換して治療す
ることが出来る。こうした心臓移植手術は現時点では良
く知られており、この手術に対する感心も広くなってき
ている。然し乍ら、重症の心臓疾患者の欠陥のある心臓
を置換して正常の心臓を提供出来る給血者が人数的に極
めて限られていることは明らかである。このため、こう
した重症の患者に生体の心臓を置換する全体的に人工的
な心臓を開発することが重要となる。

重症の患者に充分移植出来る人工心臓を開発するための
調査が近年集中的に研究されている課題となっている。

この医療分野における努力は最高度に達し始めており、
重症の心臓疾患者はほどなく人工心臓移植手術により延
命効果を楽しめる機会に恵まれることになると期待され
ている。

開発された人工心臓の中信頼性の高い型式のものは血液
の流出入を調節する目的で補綴心臓弁を含む半硬質ポリ
ウレタン製室が設置される基部を備えた人工心室から成
っている。この血液室と基部は可撓性ダイアフラムによ
って分割されている０人工心室のポンプ作用は１心庫駆
動ユニツト、により制御される。心臓駆動ユニットの機
能は可撓性ダイアフラムにポンプ作用を与えることであ
る０この作用は機械式、油圧式又は空圧式に行なうこと
が出来る。例えば、成る型式の空圧ユニットにおいては
心臓駆動ユニットは［″駆動管、として知られている可
撓性）０ラスチツク管により心室の基部に接続されてい
る。この駆動管は逆にその根元部分が電気空圧制御弁−
する出口に接続されている。心臓駆動ユニットは１駆動
管を収縮期（即ち血液が心臓から送り出される心臓の作
動フェーズ）中は圧搾空気源に接続し、拡張期（心臓が
弛緩していて血液が心臓室に再流入する心臓作動の）ニ
ーズ）中は排気開口に交互に接続するよう電気空圧制御
弁を制御する。

収縮期中は圧搾空気は心室のガス室に流入可能であり、
流入している間に可撓性グイアフラムを介して心室の血
液室内に含捷れている血液に力を加える。この力は可撓
性ダイアフラムが血液を流出弁から流出せしめるのに充
分である。収縮期作動フェーズの持続時間は電子的に制
御され、電気空圧式制御弁の非励起により終了し、当該
弁は次にその駆動管接続を圧搾空気源から排気量１］へ
移す。これによって可撓性ダイアフラム上の圧力が解放
されるので血液は再度流入弁を介して心室に充填可能と
なる。

流体（即ち空圧式又は油圧式）で駆動される若しくは機
械式に駆動される型式の人工心臓を動物の体内に移植し
た最近の研究によれば良好な結果が得られ、そのためこ
れらの型式の人工心臓を限定的且つ実験的に患者の体に
使用する努力が始められている。

過去、流体式に又は機械式に駆動される人工石Ｉ臓で心
臓の移植を行なうことから発生する難点の１つは血圧、
静脈流の戻り、心臓の出力といった血液動態の信頼出来
る直接的な測定値を得ることが困難であったことに拠る
。心臓出力の確認ｊづ二特にその情報が繰返し迅速且つ
容易に又患者の処置や回復に対する干渉が出来るだけ少
ない状態で得ることが出来れば重態の患者の循環系の監
視にとって有用である。特に心臓全体を置換した後には
、これらの・ぞラメ−ターを連続的に且つ信頼出来る状
態で測定することがその人工心臓が適確に機能している
か否かを決定する基礎となる０これは又、心臓駆動ユニ
ットの自動制御を行なう基礎にもなる。

先行技術においては、心臓出力を測定するため多数の方
法、装置が採用されていたが、これらは全て希望してい
たものより正確性の点で劣り、その上、その使用上の点
で重大な実際上の諸間取は危険性をも呈し、これが殆ん
ど大部分の場合においては成る種の発病を伴なう技術を
必要としている。

例えば、心臓出力を測定する広く一般に知られている方
法はフィック（Ｆｉｃｋ）法と称し、この方法では専門
化された装置を使って患者の消費する１゛″：父素の量
を測定することにより行なう。右心室から静脈血を又頚
動脈から動脈血ヲ収り出すためカテ−チルが使用されて
いる。所定の酸素消費量に対し動脈血と静脈血の含有酸
素量の違いが心臓出力の指標となり当該指標はこれら測
定変数から演算可能である。

フィック法は幾分手間がかかり、動脈用カテーテルと静
脈用カテ゛−チルの穿刺並びに使用済みガスの捕集を必
要とする等望ましくない面があり、更に測定精度は実際
の心臓出力の±１０乃至２０係の範囲に過ぎない。流量
を測定する他の先行技術の方法は染色−稀釈（ｄｙｅｄ
ｉｌｕｔｊｏｎ）法と呼ばれている。この方法には染料
を心室の上流側の個所から血流内へ噴射し、次にその心
室の下流側の血液をサンプリングすることが含まれる。

心室の下流側における血液内の単位時間あたりに測定し
た染料の濃度が心臓出力を示す。

フィック法と同様に、この染色−稀釈法も測定精度上実
際の値の±１０乃至２０％の範囲といった比較的劣る範
囲が問題となっている。その上、人工心臓と併用した場
合、染色−稀釈法では染料の噴射に必要とされる弁を通
じてカテーテルが挿入される際人工心臓の弁が完全に閉
じないということから付加的な問題を生ずる。従って、
この人工弁が相当の漏曳を生じ、そのだめこれらの状況
下で心臓の血液流の真実且つ正確な測定値を提供するこ
とが出来ない。

更に先行技術の他の方法は温熱稀釈法であり、これにつ
いてはンレンソン氏等の１温熱稀釈による心臓出力測定
、と題する論文に記載されている。

号、１９７６年１月号、６７〜７２頁を参照。この技法
にはカテーテルのチップが右心室を通って肺動脈内に存
在するようカテーテルを静脈を介して設定することが含
まれる。カテーテル・チップ０の附近にサーミスターが
設置される。カテーテルの上端部内に低温食塩水が送込
まれて右心室内に入り、下流側の位置に設けたサーミス
ターからの温度測定が所定時間に亘って行なわれ、心臓
出力の概算値を提供するため使用可能となる。

加温稀釈法の１つの問題は食塩溶液の温度の変化が食塩
溶液の導入個所とその測定個所の間で生じ、そのため正
確な検出と他の測定を困難なものにしている。この技法
は実際の流量値の僅か±２０係の正確度を呈しているに
過ぎない。その上、加温稀釈法はカテーテルを人工心臓
の弁を介して挿入し、食塩溶液を患者の循環系統に導入
する際、人工心臓の弁が完全に閉じないことから人工心
臓との併用時には染剤−稀釈技法と同じ問題を呈するＯ 心臓出力を測定する更に他の先行技術の方法については
ロバーツ氏の１完全な血管内の血液流の測定Ｊと題する
論文に説明されている。生物工学頁を参照。基本的には
、この技法には電磁流側が含まれている。電磁流量計で
は移動する導電体が磁場を通過すると電圧を発生すると
いう事実を利用している。この型式の流量計の場合、血
液は導電体として作用する。磁場を発生させるため血管
の周りにワイヤ製コイルが使用され、血管に適用される
電極がその移動する血液の発生する電圧を検出する目的
に使用される。

この装置は特に実験段階では充分に作動するが、生体に
採用した場合には重大な困難を伴なう。例えば、電極は
血管の壁に確実に付けなければならないが体が動けばこ
の配列に逆の作用がもたらされる。電極とコイルに接続
されたワイヤは破壊され易く、その装置を患者の体内に
埋設するため主たる手術が必要である。その上、その装
置を患者の体内に設定すると、その較正を行なうことが
出来ない。

要約すると、心臓の血液流の測定に関する先行技術の装
置は人工心臓が適当に機能しているか否か又は心臓駆動
ユニットの制御の基礎として信頼性の高い使用が可能か
否かを診断する目的に使用出来る信頼可能なデータを提
供し得る必要な正確度を呈していない。その上、前述の
如く、これら先行技術の方法には特に１漂の心臓疾患の
患者の場合に望ましくない更に別の危険性や患者に対す
る不快感をもたらすような発病を生じる技術が含まれて
いることから、その他の重大な欠陥を呈している。

本発明の目的は、流体駆動式又は機械式に１駆動される
人工心室に対する信頼出来る正確な流量測定の改善装置
とその方法を提供することにある。

本発明の他の目的は、患者の体内にカテーテル等、発病
の原因となる据え付けを必要とせずに人工心室の正確な
血液流側定値を与える装置と方法を提供することにある
。

本発明の更に他の目的は、使用上簡単で、コンパクトな
上、その構造上、経済的な心室出力を測定する方法と装
置を提供することにある。

本発明の前掲の諸口的によれば、その好適一実施態様に
おいて圧搾がスが収縮期中に駆動管を介して空圧被駆動
型人工心臓の心室のがス室に供給され、拡張期中に当該
心室から排気される。当該ガス室は可撓性ダイアフラム
によって心室の血液室から分割され、当該ダイアフラム
は機械的に力を伝達するが、ガス室と血液室の間での流
れは伝えない。拡張期中、ガス室圧力が大動脈圧を下回
わる場合は、血液が大動脈から心室の血液室へ逆流しそ
の結果流出弁が閉じられることになる。ガス室の圧力が
心房圧を下回わると、血液室の流入弁が開き、血液が心
室内に流入する。拡張期中に血液室に流入する血液の容
積はガス室から排気されるがスの等容積と一致する。ガ
ス排気径路内の圧力は本質的には一定であり、このフェ
ーズ中、大気圧に極めて近い。従って、拡張期中に心室
に流入する血液の容積は拡張・期中に排気される空気の
容積の関数として測定可能であり、当該空気の容積は空
気の流量を測定して次にその値を積分することによって
簡単に得ることが出来る。同様にして、駆動管内の圧力
は収縮期中に広範囲の値に亘り極めて迅速に変化するが
、収縮期中に心室から吐出される血液の容積は流量計が
空気圧と無関係の当該空気流量測定値を使用する場合に
は心室のガス室に与えられる圧搾空気の容積の関数とし
て測定可能である。

本発明の好適実施態様においては収縮期中に心室のがス
室に加えられる空気の容積は圧力と無関係の駆動管を介
して流れる空気の流量ｆ：　ｉｆ（！Ｉ定し、次にこの
流量を時間に対して積分し、その容積を得ることによっ
て測定される。これを達成するため、呼吸空気風速計が
駆動管内に挿入されて流量に比例するが、駆動管内で発
生する絶対圧力の変化には感応しない差圧を生じる。こ
の差圧は比例アナログ電圧に変換され、当該電圧はアナ
ログ信号をサンプリングすることによりディジタル化さ
れる。ディジタル化されたデータが次にその格納される
ディジタル・コンピューターの入力となる。

次にコンピューターは要求される積分を行なう。

出力が次に端末システムにグラフ的に及び数字的に表示
される。

本発明の方法と装置は比較的コン）Ｅクトで使用上簡単
であり、しかも実際の心室出力の±５〜１゜裏向の測定
精度をもたらす。更に本方法は発病を伴なわないため、
付随的な危険性、痛み又は不快感を患者に与えることが
無く、しかも患者の処置や回復に助けとなるものである
。心室出力の測定に加えて、空気流量対時間の曲線を表
示する内容には弁と心室の機能上の特性についての情報
が含まれている。この情報１ｄ心室の不正機能又は危険
な血液動態を初期警告すると共に患者の様態が極めて悪
化する前に正確な処置をとり得るようにする。

本発明の前掲の目的と他の特徴については添附図面に関
連して行なわれる以下の説明と前掲の特許請求の範囲か
ら一層完全に明らかとなろう。

特に添附図面の第１図を参照すると、人工心室が全体的
に１０で図解しである。人工心室は患者の体内に埋め込
むか又は体外に設置する左心室若しくは右心室又は心室
補助装置に出来る。人工心室１０は可撓性ダイアフラム
１５によって２個の室１１．　、１３に分割されている
。以後一層完全に説明する如く、可撓性ダイアフラム１
５には室１１に対して交互に流出入する駆動流体によっ
て、又はピストン若しくは他の同様の機械的装置に対す
る直接的な機械的連結によってポンプ作用を与えること
が出来る。流体駆動システムの場合、その駆動流体は気
体性のもの（即ち、空圧システム）又は液体性のもの（
即ち、油圧システム）に出来る。従って、本明細書で使
用されている如く、１流体ユという用語は気体性若しく
は液体性駆動流体を意味する意図を備えている。

第１図に特に図解されている実施態様の目的上、人工心
室１０は空圧的に駆動される人工心臓若しくは心室補助
装置の一部に出来、例えばユタ州ソルト・レーク市のコ
ルク・メディカル社が販売しているツヤルビツク７完全
埋込み型人工心臓（Ｊａｒｖｉｋ　７　Ｉｍｐ］ａｎｔ
ａｂｌｅ　Ｔｏｔａｌ　ＡｒｔｉｆｉｃｉａｌＨｅａｒ
ｔ）の一部にすることが出来る。２個の室１１，１３は
、ガス又は血液の流れに対して非透過性なるも撓みによ
る画室間の圧力差は伝達して画室の容積を差動的に変化
させる可撓性ダイアフラム１５によって分割されている
。例えば、以後一層完全に説明する如く、収縮期中に可
撓性ダイアフラムは点線で示す構成１５ａで図解の如き
位置へ移動するよう加圧ガスにより撓まされる。点線で
示したこの構成の場合可撓性ダイアフラムは室１３内の
血液に力を加え、矢印１６で略図的に表わしである如・
ぐ当該血液を流出弁１４を通って押し出す〇これとは反
対に拡張期中は、加圧ガスは解放され又は室１１から排
除される。次に再び血液が矢印２２で略図的に表わしで
ある如く流入弁１８を通って室１３内へ流入し、可撓性
ダイアフラム’！１＝１５ｂに図解の如き位置へ変位さ
せる。

人工心室１０は典型的にはアルミニウム基材１２で作成
され、当該アルミニウム基材上には血液の流出入を調整
する補綴心臓弁たる流出弁１４、流入弁１８を含有する
半硬質ポリウレタン殻体２４が設置しである。加圧がス
の室１１は加圧がスをガスの室１１に対して流出入すべ
く導く１駆動管１７に接続しである。所望ならば、ガス
の流出入口に対して別々の管及び別々の開口部を設は得
ることに注意すべきである。第１図の略図には示されて
いないが、典型的にはアルミニウム基材１２に人工心室
１０の流出入開口１９において駆動管１７に接続する管
状接続具が取付けである。

、駆動管１７の他端部は心臓駆動ユニット２０の開口２
１を介して電気空圧制御弁２９に接続されている。第１
図に略図的に図解されている心臓駆動ユニット２０は電
気空圧制御弁２９を収縮期（又は供給）開口２３と拡張
期（又は排気）開口２５に交互に接続するよう制御回路
２７によって電気的に制御される。例えば、第１図に図
解されている如く、電気空圧制御弁２９は加圧ガスを加
圧ガス容器４９から供給菅３１、電気空圧制御弁２９の
エルボ型通路３２を介して駆動管１７に導くよう接続さ
れている。電気空圧制御弁２９が矢印２８で略図的に表
わされる如く時計方向に９０゛回転すると、エルボ型通
路３２が駆動管１７と排気管３３０間の流路を完成し、
かくして拡張期中に加圧ガスを大気に排出させることが
出来る。従って、電気空圧制御弁を矢印２８で表わす如
く時計方向に９０°回転させ、次に矢印３４で表わす如
く反時計方向に９０°回転させることを交互に行なえば
、加圧ガスをガスの室１１に流入させたり次に当該室か
ら流出させて可撓性ダイアフラム１５のポンプ作用を生
じさせることが出来る。

電気空圧制御弁２９とその関連ある制御回路２７が備え
である心臓駆動ユニット２０は第１図では単に略図的に
示されていることを理解すべきである。電気空圧制御弁
２９の実際の機構は任意の適当な３開ロ型ソレノイド弁
又はソレノイド弁を組合せたものである。電気空圧制御
弁２９と制御回路２７を含む、心臓駆動ユニット２０と
して機能出来る市販ユニットの一例はユタ州ソルト・レ
ーク市のコルク・メディカル社が販売しているユタ心臓
駆動装置（Ｕｔａｈ　Ｈｅａｒｔ　Ｄｒｉｖｅｒ）で、
その詳細な説明と図面については１９８１年２月発行の
ユタ心臓駆動装置の取扱い説明書、仕様書、部品便覧に
記載の通りである。との心臓駆動装置で制御される心拍
数は制御回路２７を使って操作者が調整出来る。

前述の如く、第１図は特に空圧的に１回、駆動される心
室を含む本発明の一好適実施態様を図解しているが、他
の駆動システムも同等に充分使用可能である。例えば、
その１駆動システムは油圧式又は空圧式にすることが出
来、（液体又は気体の）駆動流体は１回駆動型システム
の場合と同様者ザイクルで駆動システムから排気される
よりもむしろ再循環させることが出来る（即ち、「多回
、システム）。この駆動システムは機械式にすることも
出来、その場合可撓性ダイアフラム１５の駆動は流体よ
りもむしろピストン又は他の類似装置を使用して行なわ
れる。機械的に駆動されるシステムの場合、各サイクル
中に室１１に対して流出入する流体は受動的である、即
ち可撓性ダイアフラム１５のポンプ作用の点で何ら仕事
をぜす、単に室１１内の利用可能空間を満たす目的に使
用される。本明細書で説明した如き機械式システム、油
圧システム又は空圧犯動システムは公知であって市販さ
れている。

第１図に図解した実施態様においては、流量計３７が患
者の体外個所で駆動管１７の流れ径路内に設置しである
。本発明の好適実施態様においては、流量計３７はパー
ツニア州すッチモンドのＯＥＭメディカル社が販売して
いるフラインユ呼吸空気速度計（Ｆｌｅｉｓｃｈ　ｐｎ
ｅｕｍｏｔｏｃｈｏ　ｇｒａｐｈ）　ｉ／ａ７３１８型
の如き空気速度計の形態を成す。然し乍ら、本発明の好
適実施態様に対しては、収縮期又は拡張期中に駆動管１
７を通る空気の流れによって発生する圧力の急激な変化
を感知する流量計であれば呼吸空気速度計の代わりに使
用可能である。その他に例えば熱線風速計の如き、空気
圧と空気流量の両方を感知する他の型式の流量計も呼吸
空気速度計の代わりに使用可能であるが、その流量計は
変化する圧力に対する感度が原因で発生する誤差を補償
する別の電気回路が必要となる。

呼吸空気速度計たる流量計３７は（直径Ｌ８ｍｍ、長さ
３２ｍｍの）多数の管を含む抵抗装置ａｌ　３５によっ
て抵抗をもたらす。抵抗装置３５は駆動管１７内の２個
所の隔置点の間に差圧信号全発生する。

この差圧信号は流量計出力通路３９と４１を横切って表
われ、ポアズイユの法則によれは、駆動管１７を流れる
空気の流量に比例する。この差圧は例えばカリフォルニ
ア州ノースリッツのパリダイン社が製造してＭ　Ｐ　−
４５−１４−８７１型として販売している差圧変換器に
することが出来る圧力変換器４０に入力される。圧力変
換器４ｏは差圧をその入力差圧に比例する大きさを有す
るアナログ電圧信号に変換する。

このアナログ電圧信号は増幅器３８の入力となり、次に
アナログ／ディジタル（Ａ／Ｄ　）インターフェイス回
路４５によってディジタル化される。増幅器３８とアナ
ログ／ディジタル・インターフェイス回路４５は尚技術
分野の集積回路として公知の回路素子である。

アナログ／ディジタル・インターフェイス回路４５は、
例えばアツフ０ル■プラ、＜　（Ａｐｐｌｅ　Ｉｆ　Ｐ
ｌｕｓ）に出来るマイクロコンピュータ−４４の制御の
下で収縮期中又は拡張期中に圧力変換器４０から出力信
号をザンブリングする。圧力変換器の出力は典型的には
ザンプリングされ１．０２５マイクロ秒毎に１２ビツト
の正確度にデイノタル化される。

アナログ／ディジタル・インターフェイス回路４５を収
縮期又は拡張期の開始点に同期化させるトリガー信号は
線４６で略図的に表わす如く、心臓駆動ユニット２００
制御回路２７から同期化出力（ＳＹＮＣ０ＵＴ）信号に
より与えられる。この信号は収縮期中又は拡張期中に空
気流量を測定すべきか否かに応じて収縮期相と拡張期相
の開始点、終了点を表わす適当なパルスを提供する。典
型的な作動中、１２００のサンプルが各測定サイクル中
に取られ、これがマイクロコンピュータ−４４のメモリ
ー内に列として記憶される。このサンプリング作動は次
のフェーズの開始点を示すパルスが同期化出力信号４６
の線（ＳＹＮＣＯＵＴ　４６　）に表われた時点で終了
する。

マイクロコンピュータ−４４は記憶されたディノタル値
の列を探してサンプルされるフェーズの開始点と終了点
を見出すよう公知のテ゛イソタル・プログラミング技法
に従ってプログラムが組まれる。次にマイクロ・コンピ
ューターは測定された収縮期又は拡張期フェーズ中の空
気流量全体に対応する結果値を得るだめ開始点と終了点
の間に存在する記憶された値を連続的に金言１する。合
計した空気流量をミリリットルで表わしだストローク容
積に変換するため較正式が採用しである。次にこのスト
ローク容積は単位時間あたりに吐出される血液の容積と
して心室の血液流量値を得るため心室の流量を掛けるこ
とが出来る。本発明のシステムに使用可能なコンピュー
ター・プログラムの一例を本明細書に添附して本明細書
中に参照例として含ませであるコンピューター・リスト
で説明する。添附のコンピューター・リストは別々の２
部門から成っている。第１部門はＢａ５ｉｃ言語で、第
２部門は６５０２マイクロプロセッサ−・アセンブリー
言語である。

ストローク容積と心臓出力値はマイクロコンピュータ−
４４の表示端末機４３に表示される。この処理中に収縮
期又は拡張期の空気流量のサンプリングが中断され、更
にサンプリングは前のサンプルから演算されるストロー
ク容積と心臓出力値が表示された後、再開される。収縮
期又は拡張期の期間は約３０秒以上サンプリングされ、
平均値が平均ストローク容積と平均心臓出力としてグラ
フィック的及び数字的に表示される。出力（即ち空気流
景対時、間）の典型的なグラフを第４Ａ図に略図的に示
す。心臓出力が拡張期中の空気流量／時間曲線８５の積
分から得られる場合には、斜線領域Ａで表わされた面積
が使用される。同様にして、心臓出力が収縮期中に空気
流量／時間曲線８７を積分して得られる場合には斜線領
域Ｂが使用される。いずれの場合でも曲線下方の斜線領
域は人工心室１０で吐出される血液の容積の±５〜１０
チ以内に対応している。

拡張期中及び収縮期中に記録された空気流量／時間曲線
８５．８７の形態には流出入弁の作動に関する、又、患
者の血液動態に関する診断上重大な値についての重要な
情報が含まれている。その他、空気流量／時間曲線８５
．８７上の重要な点については心臓駆動ユニットの高級
制御システムの一部分を成すコンぎニーターの適当なプ
ログラミングにより認識出来る。例えば、心室を血液で
完全に充填すると予め設定された拡張期の時間的長さが
終る前に空気流量を０にすることが出来る。

この完全充填の確認は制御システムでは拡張期を終了さ
せ、収縮期への移行を開始させる目的に使用可能である
。

本発明のシステムと方法に関する別の実施態様を第２図
に略図的に示す。この実施態様は、流量計３７が駆動管
１７よりもむしろ排気管３３の流路内に設置され、増幅
器３８の出力がディジタル・コンピューターよりむしろ
アナログ積分器４２によって処理される点のみが異なっ
ている。以後一層完全に説明する如く、この特定の実施
態様においては心臓血液流量の測定が拡張期中に排気さ
れる空気の流量のみにより得られる。

拡張期開始時点に駆動管１７とがスの室１１は収縮期終
了圧力の空気を含み、当該圧力は通常、左心室の場合大
気圧を上回わる１　５０　ｍｍＨｇの値であり、右心室
の場合７０１ｍＨＦである。このガスは駆動管１７と排
気開口たる拡張期開口２５を通って迅速に流出し、その
結果ガスの室１１における空気圧力は急速に大気圧に向
って低下する。室１１内のガスの圧力が大動脈の血圧を
下回わると、血液が大動脈から心室血液の室１３内へ逆
流する。

これによって流出弁１４が閉じる。ガスの室１１内の圧
力が心房血圧を下回わると、流入弁１８が開き、血液が
心室へ流入し始める。拡張期中に血液の室１３に流入す
る血液の容積はがスのこれと対応する容積をガスの室１
１から変位させ、当該ガスは電気空圧制御弁２９と排気
管３３を通って大気中に通気される。拡張期中に排気管
３３内にあるガスの圧力は実質上一定で、大気圧に近い
値になっている。

拡張期中に血液の室１３に流入する血液の容積の測定は
同じ期間に亘り排気されるガス容積の測定から得ること
が出来る。この測定値は排気されるガスの流量の時間積
分値に対応する。第１図の実施態様で説明した方法と類
似している様式で、拡張期中に排気されるガスの容積は
、排気管３３を流れる空気の流量を得る流量計３７を使
用することにより得られる。この流量は圧力変換器４０
によって対応する電気信号（第４Ｂ図参照）に変換され
、これは次に時間に対して積分される。積分は第１図で
説明した如くディジタル・コンピューターを使って、又
は第２図に示す如く、慣用的なアナログ積分器４２によ
って行なうことが出来る０ この実施態様において、呼吸空気速度計たる流量計３７
と圧力変換器４０は、測定される容積が拡張期中に心室
に流入する容積であるところから、アナログ積分器４２
と表示端末機４３と共に技術的に心臓１出力Ｊよりもむ
しろ心臓１人力Ｊを測定する。補綴心臓用の流出弁１４
、流入弁１８を通じて発生する逆流のため心臓の入力と
出力は各拡張期フェーズ中に必ずしも相互に等しくなら
ないことに注意すべきで６る。

拡張期の開始時点に、排除された一部のＪＩＪｌ液は心
室に戻り、このため流出弁１４は閉じる。流出弁１４が
閉じられた後、当該弁を通って依然成る程度の漏曳かあ
る。この同じ状況は収縮期中の流入弁１８でも生じる。

従って、心臓サイクル全体に亘って一部の血液は流れの
通常の方向とは逆に逆流しており、心臓の流入量は逆流
に比例して心臓の流出量を超過する。

心臓出力測定システムを較正するため使用されて来た方
法が２種類ある。第１の方法では本システムを人工循環
径路内のタービン流量計の読取りに対して較正する。タ
ービン流量計は前進方向の流れのみに応答して真の心臓
出力を測定する。心臓出力測定システムの較正式は拡張
期の空気流量の積分値を表わす数値に対してターボ流量
計出力を前述の様式で７０ロツトすることにより得られ
る。

人工循環は作動中に見られる範囲より広い心臓出力範囲
に亘って作動可能である。実験上の観点に最も良く適合
する式が得られ、本明細岩、に添附して提供せるコンピ
ューター・リストに記載の如く、関連ある定数がコンピ
ューター・フ０ログラム内に代入されて容積を直接示す
。

第２較正方法は実際の作動条件下で補綴心臓用弁の逆流
を予測する呼吸空気速度計ンステムの機能を利用するも
のである。この方法では、呼吸空気速度計は大気の既知
流量で直接較正され、アナログ／ディフタル・インター
フェイス回路の出力に対する容積流量に関係がある定数
がコンピューター・プログラム内に代入される。供給流
れでなく排気流れのみが測定されることを確実にするた
め同期化を同期化出力信号４６で行なうことが出来る。

排気される空気流量を測定する他の技術も採用可能であ
ることが理解されよう。更に、本発明の原理は人工心臓
の両方の心室との併用に適合可能である。こうした代替
例を図解しているンステムを第３図に示すが、ここで第
３図を特に参照する。

加圧ガス源たる加圧ガス容器４９は圧縮ガスを管５１を
介して心臓駆動ユニット５０に供給する。

心臓駆動ユニットは典型的には２個の人工心室６１゜６
３を作動する目的で採用された前掲のユタ心臓”　　駆
動装置にすることが出来る。両方の人工心室６１゜６３
はその構造及び作動の点で前掲の人工心室１０と同じで
ある。一方が左側、他方が右側の２個の心室は共に併せ
て全体的な人工心臓を構成している○ 収縮期中の流入管たる管５１と拡張期中の排気管５２．
５８の間の２個の駆動管６５’、　６７の流れ接続を交
互に変えるため電子回路５７の制御下で２個の電気空圧
制御弁５３．５５を作動させる。

特に電気空圧制御弁５３は交互に駆動管６５を流入管た
る管５１又は排気管５２に接続し、一方、電気空圧制御
弁５５は交互に、駆動管６７を流入管たる管５１又は排
気管５８に接続する。

駆動管６５は人工心室６１のがヌ室６２に接続し、駆動
管６７は人工心室６３のがス室６４に接続する。従って
心臓駆動ユニット５０は電気空圧制御弁５３．５５ｉ周
期的に作動して人工心室６１６３の収縮期フェーズと拡
張期フェーズを実行するため第１図の実施態様に関連し
て説明したものと同じ様式で作動する。収縮期中は心室
のガス室６２．６４に加えられる加圧ガスがあり、拡張
中は当該ガスがこれらのガス室から排気管５２．５８を
介して排気される。

以前説明した如く、拡張中は排気空気の圧力は本質的に
一定である。従って、特別型式の流量計が圧力変化に感
応しても、拡張期中に行なわれる空気流量の測定は逆の
影響を受けない。例えば、排気管５２を通る空気の流れ
は慣用的なタービン型流量計７０により測定されるもの
として示しである。代替策としてドツプラー超音波流量
側も使用可能である。タービン型流量計７０は排気ガス
流量に比例する角速度で流通ガスが（図示せざる）プロ
ペラを回転させるよう流れ径路内に配設されている。（
図示せざる）組込み型速度計でプロ硬うの角速度を両端
子７１．７２に表われる比例電圧に変換する。タービン
型流量計７０は排気管５２内よりもむしろ電気空圧制御
弁５３の上流側にも設置可能である。空気流量を表わす
信号は端子７１゜７２から処理され、第１図の場合の如
くディジタル的に、又は第２図の場合の如くアナログ積
分器により積分可能である。

排気流量を測定するその他の方法を電気空圧制御弁５５
の下流側の排気通路内に示す。特に熱線風速計８０が排
気通路内に採用され、この風速計は定電流源８１によっ
て所定温度に保持されるワイヤ、被膜又はサーミスタの
形態になっている。

ガスが熱線風速計８０を通過するのに伴なって当該風速
計はその電気抵抗が変えられるよう低温になる。当該風
速計に流れる電流は一定に保持されているので、当該風
速計の電圧は抵抗の変化に比例して変化する。端子８２
．８３の両端で測定したこの電圧は空気流量の測定値で
あり、当該値は前述の如く空気流量の測定値を得るべく
積分される。

本発明をその特定の実施態様を参照して説明し且つ図解
して来だが、特に図解し且つ説明しである構造上の細部
についての改変は前掲の特許請求の範囲に定めた本発明
の真の技術思想及び範囲から逸脱せずに適用可能である
ことは明らかであろう０ 本発明の実施に際し適用したプログラム・リストを挙げ
れば次に示す通シである。当該プログラム・リストの改
変、修正は当技術の熟知者には自明のだめ、この内容自
体は本発明の範囲を限定するものではないと解釈すべき
である。

ｌ５Ｔ １００　　ＲＥＭ　ＩＮＩＴ　ＰＲＯＣＥＤＵＲＥＳ　
１００−４９９１１０　　ＲＥＭ　ＣＡＬＩＢＲＡＴＩ
ＯＮ　Ｃ０Ｎ５ＴＡＮＴＳ１１５　　ＬＯＭＥＭ：１６
３８４ １１６　　ＨＩＭＥＭ：３４８１６ １２０　　ＺＡＶＥ＝３５０ １３０　　　Ｌ１＝２．１４０４４Ｆ−４：Ｌ２＝１３
．２２１４０　　　Ｒ１＝２゜１６９０８Ｅ−４：Ｒ２
＝１１．４４１５０　　　ＤＩＭ　　Ａチ（１２００）
、Ｂ（１２８）：ＲＥＭ　　ＤＡＴＡＡＲＲＡＹＳ　　
ＦＯＲＡ／Ｄ　　ＤＡ’ｒＡ　ＡＮＤＡ■ＲＡＧＥ　Ｃ
０１７０Ｎ＝Ｏ：ＲＥＭ　　ＡＶＥＲＡＧＥ　　Ｃｏ　
　ＡＲＲＡＹ　ＰＯＩＮＴＥＲ１８０Ｘ＝５：ＲＥＭ　
　ＵＳＥＤ　　ＴＯＤＥＴＥＲＭＩ　　ＮＥ　　５Ｏ１
１９０ＦＯＲＩ＝ＯＴｏ　　１２７：Ｂ（Ｉ）＝Ｏ：Ｎ
ＥＸＴ２００　　ＣＤ＄＝ＣＨＲ＄（４）：ＲＥＭ　Ｄ
ＥＦＩＮＥ　　Ｃ０ＮＴＲ０Ｌ　Ｄ２１０　　　ＲＥＭ
　　ＩＮＩＴ　　ＰＲＩＮＴＥＲ２２０ＰＯＫＥ−１６
３６８，０：ＲＥＭ　　ＣＬＥＡＲＫＥＹＢＯＡＲＤ２
３（ｌ　　　ＰＲＩＮＴＣＩ）＄・；“’ＰＲ＃１”：
ＰＲＩＮＴ２４０　　　ＰＲＩＮＴ　　ＣＤ＄；“’Ｐ
Ｒ＃０°’：ＰＲＩＮＴ２５０　　　ＰＯＫＥ−１２５
２４，０：ＲＥＭ　　ＩＮＶＥＲ８ＥＰＬＯＴＳ２６０
　　　ＲＥＭ　　ＳＥＴ　　ＵＰ　　ＣＬＯＣＫ２７０
　　　ＡＤＤ＝４９３１２ ２８ＯＬ＝３ ２９０　　　Ｍ＝２５５：ｉＭ　　ＮＵＭＢＥＲ８ＴＯ
ＬＯＡＤＣＬＯＣＫＦＯＲＩ　　ＭＳＥＣＰＵＬＳＥＳ
　　ＴＯＡ／Ｄ３００　　　ＰＯＫＥ　　ＡＤＤ＋１，
１３５３１０　　　ＰＯＫＥ　　ＡＤＤ＋４．Ｍａ２Ｏ
ＰＯＫＥ　　ＡＤＤ＋５．Ｌ ３３０　　　ＰＯＫＥ　ＡＤＤ、１ ３４０　　　ＰＯＫＥ　　ＡＤＤ、０ ３５０　　　ＨＣＯＬＯＲ＝３：５ＣＡＬＥ＝１：ＲＯ
Ｔ＝０３６０　　　Ｗ＝０：ＲＥＭ　　ＰＲＩＮＴＥＲ
０ＦＦ３８０　　　Ｙ＝２：ＲＥＭ　　Ｃ０ＮＴＩＮＯ
ＵＳ　　５ＵＢＲＯＵＴＩＮＥ−ＥＸＴ ５１０　　ＰＲＩＮＴ　　ＣＤｓ；”ＢＬＯＡＤ　　Ａ
ＳＣＩＩ；ＳＥＴ。

Ａ＄８８００′′ ５２０　　　ＰＯＫＥ　　２３２０：ＰＯＫＥ　　２３
３．１３６：ＲＥＭＬＯＣＡＴＩＯＮＳ　　２３２−２
３３　　ＰＯＩＮＴ　　ＴＯＴ、ＨＥＳＨＡＰＥ　　Ｔ
ＡＢＬＥ ６００　　　ＲＥＭ　ＬＯＡＤ　　Ａ／Ｄ　　５ＵＢＲ
ＯＵＴＩＮＥ６１０　　　ＰＲＩＮＴ　　ＣＤ＄；”Ｂ
ＬＯＡＤ　　Ｃ０８ＵＢ２−ＯＢＪＯ。

Ａ＄９０００” ８００　　　ＲＥＭ　　ＬＥＦＴ　　ＯＲＲＩＧＨＴ　
　ＶＥＮＴＲＩＣＬＥ８１０　　　ＧＯ８ＵＢ　　９０
ＱＯ ９００ＲＥＭ　　ＨＥＡＲＴ　　ＲＡＴＥ９０５　　　
ＰＲＩＮＴ ９１０　　　ＰＲＩＮＴ　　”ＷＨＡＴ　　ＩＳ　　Ｔ
ＨＥ　　ＨＥＡＲＴ　　ＲＡＴＥＯＦ　　ＴＨＥ　　”
ＶＴｓ”　　ＶＥＮＴＲＩＣＬＥ”；　：ＩＮＦＴＪＴ
ＨＲ９１５ＰＲＩＮＴ ９９０　　　ＶＴＡＢ　　２２ １０００　　ＲＥＭ　、ＭＡＩＮ　　ＰＲＯＧＲＡＭｌ
ｏｌｏ　　ＡＲＥＡ＝０ １０２０　　ＦＯＲＪ＝Ｉ　　ＴＯ８ １０３０ＰＯＫＥ　　８，１：ＣＡＬＬ　　３６８６４
１０４０　　ＲＫＭ　　ＦＩＮＤ　　ＥＯＩ１０５０　
　ＥＯＩ＝Ａチ（０） １１００　　ＲＥＭ　　ＦＩＮＤ　　５Ｏ１１１０８Ｓ
ＯＩ＝５５ １１０９Ｍ＝０ １１１０　　ＦＯＲＩ＝５５　　ＴＯ２００１１１２Ｉ
Ｆ　Ａ％（Ｉ＃４０９５　　ＴＨＥＮ　５ＯＩ＝Ｉ＋１
０：ＧＯＴＯ１２０ １１１４ＩＦ　　Ａ％（Ｉ）＞Ｍ　ＴＩ　　ＪＭ＝Ａ％
（ＩＣ８ＯＩ＝Ｉ＋１０１１１６　　ＮＥＸＴ １１２０　　ＦＯＲＩ＝ＳＯＩ　　Ｔｏ、１６５１１３
０　　ＩＦ　　Ａ％（Ｉ）＞Ａ’％（Ｉ−１）＋Ｘ　Ｔ
ＨＥＮ　　５ＯＩ＝Ｉ−１：ＧＯＴＯ１１７０ １１４０ＮＥＸＴ １１６０　　ＲＥＭ　　ＦＩＮＤ　　ＡＲＥＡ１１７０
　　Ａ１．＝０ １１８０　　ＦＯＲＩ＝ＳＯＩ　　ＴＯＥＯ１１１９０
Ａ１＝ＡＩ＋Ａ穴■） １２００　　ＮＥＸＴ １２１０　　ＲＥＭ　　Ｃ０ＲＲＥＣＴ　　ＦＯＲＺＥ
ＲＯ０ＦＦＳＥ’Ｉ”１２２０　　Ａ１＝ＩＮＴ　　（
Ａｌ−（（ＥＯＩ−８ＯＩ＋１）＊ＺＡＶＥ））１２３
０　５Ｖ＝ＩＮＴ（（Ａ１＊Ｃ１＋０２））１２４０　
　Ｃ０＝（ＳＶ／１０００）＊ＨＲ１２５０、Ｃ０−（
ＩＮＴ　　（ＣＯ＊１０＋、５））／１０１２６０　　
ＧＯＳＵＢ　　２０００：ＲＥＭ　ＤＩＳＰＡＴＣＨＥ
Ｒ１２７０ＰＲＩＮＴ　　Ｊ””ＡＩ””ＳＯＩ””Ｅ
ＯＩ””ＨＲ””ＶＳ＄”“ｌ　Ｓ　Ｖ　＋＋　ｔ′ｃ
。

１２８０　　ＡＲＥＡ＝ＡＲＥＡ＋Ａ１１２９０　　Ｎ
ＥＸＴ：ＲＥＭ　ＮＥＸＴ　　Ｊ１３００　　ＡＲＥＡ
＝ＡＲＥＡ／８ １３１０　５Ｖ＝ＩＮＴ（（ＡＲＥＡ＊Ｃ１十Ｃ２））
１３２０　　Ｃ０＝（ＳＶ／１０００）＊ＨＲ１３３０
Ｃ０＝（ＩＮＴ（ＣＯ＊１０＋、５））／１０１３４０
　　ＰＲＩＮＴ　　”ＭＥＡＮ　　５ＴＲＯＫＥ　　Ｖ
ＯＬＵＭＥ＝”ＳＶ”ＭＥＡＮ　　ＣＯ＝”Ｃ０ １３５０ＰＲＩＮＴ １３６０　　Ｂべ−ＣＯ：Ｎ＝Ｎ＋１ １３７０　　ＩＦ　　Ｎ＝１２８　　ＴＨＥＮ　　Ｎ二
〇１３８０　　ＧＯＴＯ１０１０：ＲＥＭ　５ＴＡＲＴ
　　ＮＥＸＴ　　５ＥＴ２０００　　ＲＥＭ　　ＤＩＳ
ＰＡＴＣＨＥＲ２０１０ＶにＰＥＥＫ（−１６３８４）
２０２０　　ＰＯＫＥ−１６３６８，０２０３０ＩＦ　
ＶＩ（１２８ＴＨＥＮ　ＧＯＴＯ２１６０：ＲＥＭＫＥ
ＹＢＯＡＲＤ　ＨＡＳ　　ＮＯＴ　　ＢＥＥＮ　　ＰＲ
ＥＳＳＥＤ２０４０　　ＲＥＭ　ＥＸＥＣＵＴＥ　　Ｓ
ＵＢ　　０ＮＬＹ　　０ＮＣＥ−ＤＯＮ’ＴＣＨＡＮＧ
−Ｅ　　５Ｂ ２０５０　　ＩＦ　ＶＩ＝１９８　　ＴＨＥＮ　ＧＯＳ
ＵＢ　　７０００：ＲＥＭＦ二ＦＩＬＬ　　ＲＡＴＥ ２０６０　　ＩＦ　ＶＩ＝２０８　　ＴＨＥＮ　ＧＯＳ
ＵＢ　　６０００：ＲＥＭＰ＝ＰＬＯＴ ２０７０　　ＩＦ　ＶＩ＝２１０　　ＴＨＥＮ　ＧＯＳ
ＵＢ　　８０００：ＲＥＭＲ＝ＲＡＴＥ ２０７５　　ＩＦ　ＶＩ＝２１４　　ＴＨＥＮ　ＧＯＳ
ＵＢ　　９０００：ＲＥＭＶ＝ＬＥＦ’ｒ　　ＯＲＲＩ
ＧＨＴ　　ＶＥＮＴＲＩＣＬＥ２０３０　　ＩＦ’　Ｖ
Ｉ＝２１６　ＴＨＥＮ　ＧＯＳＵＢ　　１００００：Ｒ
ＥＭＥＷ　Ｘ ２０９０　　ＩＦ　ＶＩ＝２００　　ＡＮＤ　　Ｈ＝Ｏ
ＴＨＥＮ　Ｈ＝１：ＧＯＴＯ２１６０：ＲＥＭ　Ｈ＝Ｈ
ＯＬＤ２１００　　ＩＦ　　ＶＩ＝２００　　ＡＮＤ　
Ｈ＝Ｉ　　ＴＨＥＮ　Ｈ＝０：ＧＯＴＯ２１６０：ＲＥ
Ｍ　　ＴＯＧＧＬＥ　　Ｈ２１１０ＩＦ　ＶＩ＝２１１
　　ＴＨＥＮ　ＧＯＳＵＢ　　５５００：ＲＥＭＳ＝Ｐ
ＲＩＮＴＥＲＯＮ　　ＯＦ　　０ＦＦ２１２０　　ＲＥ
Ｍ　ＥＸＥＣＵＴＥ　　Ｃ０ＮＴＩＮＯＵＳＬＹ　ＵＮ
ＴＩＬＣＨＡＮＧＥＤ ２１３０　　ＩＦ　　ＶＩ＝１９９　　ＴＨＥＮ　　Ｙ
＝１：Ｈ＝Ｏ：ＧＯＴＯ２１６０：ＲＥＭ　Ｇ二ＧＲＡ
ＰＨ ２１４０ＩＦ　Ｖに２１２　　ＴＨＥＮ　Ｙ＝２：ＧＯ
ＴＯ２１６０：ＲＥＭ　　Ｔ＝ＴＥＸＴ ２１５０　　ＩＦ　　ＶＩ＝１９３　　ＴＨＥＮ　Ｙ＝
３：ＧＯＳＵＢ　　４０２０：ＲＥＭ　Ａ＝ＡＶＥＲＡ
ＧＥ　　ＴＷＯＥＮＴＲＹ　　ＰＯＩＮＩ’５（１）　
ＩＭＭＥＤＡＴＥ　（２）　０ＮＬＹ　ＯＮ　ＡＶＥＲ
ＡＧＥ　ＵＰＤＡＴＥ２１６０　　ＯＮ　　Ｙ　　ＧＯ
ＳＵＢ　　３０００，５０００．４０００２１７０　　
ＲＥＴＵＲＮ ３０００　　ＲＥＭ　　ＧＲＡＰＨＯＦ　　ＴＨＥ　　
ＡＩＲＦＬＯＷＣ樹込弔３０１０　　ＩＦ　　Ｈ＝Ｉ　
　ＴＨＥＮ　　ＲＥＴＵＲＮ３０２０　　ＩＦ　　ＥＯ
Ｉ（＝４８０　　ＴＨＥＮ　ＭＴ二２５：５Ｆ＝４：Ｔ
Ｍ＝８：ＭＦ弓５：ＧＯＴｏ　　３１４０３０３０　　
ＩＦ　　ＥＯＩ（＝７２０　　ＴＨＥＮ　　ＭＴ＝１６
．７：ＳＦ’−６：ＴＭ＝１４：ＭＦ＝、３３３：ＧＯ
ＴＯ３１４０３０４０ＩＦ　　ＥＯＩ＜＝９６０　　Ｔ
ＨＥＮ　　ＭＴ＝１２．５：５Ｆ＝８：ＴＭ＝１８：Ｍ
Ｆ＝、２５：ＧＯＴＯ３１４０３０５０ＭＴ＝１０：’
５Ｆ＝１０：ＴＭ＝２４：ＭＦ＝、２３０６０　　ＲＥ
Ｍ　　ＳＦ’＝ＳＴＥＰ　　ＦＡＣＴＯＲＦＯＲ５ＥＬ
ＥＣＴＩＮＧＤＡＴＡ　　ＰＯＩＮＴＳ　　Ｆ’ＲＯＭ
　　ＡＲＲＡＭ３０７０　　ＲＥＭ　　ＴＭ−＃　　Ｏ
Ｆ　　ＴＩＣＫ　　ＩＶＩＡＲＫＳ　　ＯＮ　　ＸＡＸ
ＩＳ３０８０　　ＲＥＭ　　ＭＦ’＝ＭＵＬＴＩＰＬＩ
ＣＡＴＩＯＮ　　ＦＡＣＴＯＲＦＯＲＤＥＴＥＲＭＩＮ
ＩＮＧ　Ａ　ＤＡＴＡ　ＰＯＩＮＴＳ　ＬＯＣＡＴＩＯ
Ｎ　　ＯＮＡＸＩＳ ３０９０　　ＲＥＭ　　ＭＴ＝ＭＵＬＴＩＰＬＩＥＲＦ
ＯＲＴＩＣＭＡＲＫＳ−ＤＯＮＥ　　ＴＯ５ＡＶＥ　　
ＣＡＬＣＵＬＡＴＩＯＮ　　ＴＩＭＥ３１３０　　ＲＥ
Ｍ　　ＰＬＯＴ　　ＡＸＩＳ３１４０　　ＨＧＲ ３１５０ＨＰＬＯＴ３９．Ｑ ３１６０　　ＨＰＬＯＴ　　Ｔｏ　　３９，１４０３１
７０　　ＲＥＭ　　ＰＵＴ　　ＩＮ　　ＺＥＲＯＦＬＯ
Ｗ　　ＢＡＳＥＬＩＮＥ３１８０　　Ｚ９＝１４０−（
０，０３４１９＊ＺＡＶＥ）３１９０　　ＨＰＬＯＴ　
　３９．Ｚ９３２００　　ＨＰＬＯＴ　　Ｔｏ　　２７
９．Ｚ９３２１０　　ＲＥＩＭＦ’ＵＴ　　ＩＮ　　Ｔ
ＩＣＭＡＲＫＳ３２２０　　ＲＥＭ　　ＳＭＡＬＬ　Ｔ
ＩＣＭＡＲＫＳ　　（５０ＭＳＥＣ）３２３０　　ＦＯ
ＲＩ＝Ｉ　　Ｔｏ　　ＴＭ−Ｉ　　５ＴＥＰ　　２３２
４０　　ＸＡＸＩＳ＝ＩＮＴ　　（Ｉ＊ＭＴ）＋３９３
２５０　　ＨＰＬＯＴ　　ＸＡＸＩＳ、Ｚ９−２戊２６
０　　ＨＦＬＯＴ　　Ｔｏ　　ＸＡＸｉＳ、Ｚ９＋２３
２７０　　ＮＥＸＴ ３２８０　　ＦＯＲＩ＝２　　ＴＯＴＭ　　５ＴＥＰ　
　２３２９０　　ＸＡＸＩＳ＝ＩＮＴ（Ｉ＊ＭＴ）＋３
９３３００　　ＨＰＬＯＴ　　ＸＡＸＩＳ、Ｚ９−４３
３１０　　ＨＰＬＯＴ　　Ｔｏ　　ＸＡＸＩＳ、Ｚ９＋
４３３２０　　ＮＥＸＴ ３３３０　　ＲＥＭ　　ＬＡＢＥＬ　　ＸＡＸＩＳ３３
４０　　ＩＦ　　ＴＭ＝８　　ＴＨＥＮ　　５Ｔ＝４３
３５０　ＩＦ　ＴＭ−１４ＴＨＥＮ　５Ｔ−６３３６０
ＩＦ　　ＴＭ＝１８　０ＲＴＭ＝２４　　ＴＨＥＮ　　
５Ｔ＝８３３７０　　ＦＯＲＩ＝２　　Ｔｏ　　ＳＴ　
　５ＴＥＰ　　２３３８０　　ＸＡＸＩＳ＝ＩＮＴ（Ｉ
＊ＭＴ＊２）＋３５３３９０　　ＤＲＡＷ　　Ｉ＋４８
　　ＡＴ　　ＸＡＸＩＳ、１４２３４００　　ＮＥＸＴ ３４１０　８ｓ＝”Ｘ　　１００　　ＭＳＥＣ’”：Ｘ
ＡＸＩＳ＝８０：ＹＡＸＩＳ＝１５５：ＧＯ８ＵＢ　　
４５００ ３４２０　　ＲＥＭ　　ＰＲＩＮＴ　　ＰＡＲＡＭＥＴ
ＥＲ８ＯＮ　　ＧＲＡＰＨ３４３０８ｓ−”ＳＶ＝”＋
５ＴＲｓ（ＳＶＣＸＡＸＩＳ＝２００：ＹＡＸＩＳ＝２
０：ＧＯ８ＵＢ　　４５００３４４０　　Ｓ＄＝”ＣＯ
−”＋ＳＴＲ＄（Ｃｏ）：ＸＡＸＩＳ＝２００：ＹＡＸ
ＩＳ＝３０：ＧＯ８ＵＢ　　４５００３４５０　３＄４
Ｓ＄：ＸＡＸＩＳ＝２００：ＹＡＸＩＳ＝４０：ＧＯ８
ＵＢ　　４５００ ３４６０　　ＲＥＭ　　ＦＬＯＴ　　ＤＡＴＡ３４６５
　　ＹＡＸＩＳ＝１４０−ＩＮＴ（Ａ％（１）＊０．０
３４１９）３４６６　　ＩＦ　ＹＡＸＩＳ＜ＯＴＨＥＮ
　ＹＡＸＩＳ＝０３４７０　　ＨＰＬＯＴ　　３９．Ｙ
ＡＸＩＳ３４８０　　ＦＯＲＩ＝Ｉ　　ＴＯＥＯＩ　　
５ＴＥＰ　　５Ｆ３４９０　　ＹＡＸＩＳ＝１４０−Ａ
％（Ｉ）才０．０３４１９３４９５　　ＩＦ　　ＹＡＸ
ＩＳ（ＯＴＨＥＮ　ＹＡＸＩＳ＝０３５００　　ＸＡＸ
ＩＳ＝３（１＋ＩＮＴ（Ｉ＊ＭＦ）３５１０　　ＨＰＬ
ＯＴ　　ＴＯＸＡＸＩＳ、ＹＡＸＩＳ３５２０　　ＮＥ
ＸＴ ３５３０　　ＸＡＸＩＳ＝３９＋ＩＮＴ（ＳＯＩ才ＭＦ
）３５４０　　ＨＰＬＯＴ　　ＸＡＸＩＳ、０３５５０
　　ＨＰＬＯＴ　　Ｔｏ　　ＸＡＸＩＳ、１４０３５６
０　　ＲＥＴＩＪＲＮ ４０００　　ＲＥＭ　ＧＲＡＰＨＯＦ　　ＣＡＲＤＩＡ
Ｃ０ＵＴＰＵＴ４０１０　　ＩＦ　　Ｊ（）Ｉ　　ＴＨ
ＦＪＮ　　ＧＯＴＯ４４１０４０２０５ＣＡＬＥ＝１：
ＲＯＴ＝０ ４０３０　　ＨＧＲ ４０４０Ｎ１＝Ｎ ４０５０　　ＩＦ　　Ｎ１＝−Ｉ　　ＴＨＥＮ　’Ｎ１
＝１２７４０６０　　ＲＥＭ　　ＤＲＡＷ　ＡＸＩＳ４
０７０　　ＨＰＬＯＴ　　２１．０ ４０８０　　ＨＰＬＯＴ　　Ｔｏ　　２１，１４０４０
９０　　ＨＰＬＯＴ　　Ｔｏ　　２７９，１４０４１０
０　　ＲＥＭ　ＹＡＸＩＳ　　ＴＩＣＭＡＲＫＳ４１１
０　　ＦＯＲＩ＝２　　Ｔｏ　　２０　５ＴＥＰ　　２
４１２０　　ＹＡＸＩＳ＝１４０−（Ｉ＊７）４１３０
　　ＨＰＬＯＴ　　２１．ＹＡＸＩＳ４１４０　　ＨＰ
ＬＱＴ　　Ｔｏ　　２５．ＹＡＸＩＳ４１５０　　ＮＥ
ＸＴ ４１６０　　ＲＥＭ　　ＬＡＢＥＬＳ ４１７０　　ＦＯＲＩ＝２　　Ｔｏ　　８　５ＴＥＰ　
　２４１８０　　ＹＡＸＩＳ＝１４０−（Ｉ＊７）４１
９０　　ＤＲＡＷ　　Ｉ＋４Ｂ　　ＡＴ　　８．ＹＡＸ
ＩＳ４２００　　ＮＥＸＴ ４２１０　　ＦＯＲＩ＝１０　　Ｔｏ　　１８　５ＴＥ
Ｐ　　２４２２０　　ＹＡＸＩＳ＝１４０−（Ｉ＊７）
４２３０　　ＤＲＡＷ　　４９　　ＡＴ　　Ｏ，ＹＡＸ
ＩＳ４２４０　　ＮＥＸＴ ４２５０　　ＦＯＲＩ＝１０　　ＴＯ１８５ＴＥＰ　　
２４２６０　　ＹＡＸＩＳ＝１４０−（Ｉ＊７）４２７
０　　ＤＲＡＷ　　Ｉ＋３８　　Ａ’ｆ’　　８．ＹＡ
ＸＩＳ４２８０　　ＮＥＸＴ ４２９０　　Ｓ＄＝”ＡＶＥＲＡＧＥ　ＣＡＲＤＩＡＣ
０ＵＴＰＵＴ　　Ｌ／Ｍ”：ＸＡＸＩＳ＝４０：ＹＡＸ
ＩＳ＝１５０：ＧＯ８ＵＢ　　４５００４３００　　Ｒ
ＥＭ　　ＰＬＯＴ　　ＤＡＴＡ４３１０　　ＲＥＭ　Ｐ
ＬＯＴ　　ＦＩＲ３Ｔ　　（＆ＣＵＲＲＥＮＴ）ＤＡＴ
ＡＰＯＩＮＴ　　ＯＮ　　ＹＡＸＩＳ ４３１２　　ＹＡＸＩＳ＝１４０−（Ｂ（Ｎｌ）＊７）
４３１４　　ＩＦ　　ＹＡＸＩＳ＜ＯＴＨＥＮ　ＹＡＸ
ＩＳ＝０４３２０　　ＨＰＬＯＴ　　２１．ＹＡＸＩＳ
４３３０　　ＲＥＭ　ＮＯＷ　　ＬＥＴ’　Ｓ　　ＰＬ
ＯＴ　　ＴＨＥ　　ＲＥＳＴ　　０ＦＴＨＥ　　ＤＡＴ
Ａ　　ＩＮ　　ＲＥＶＥＲ８Ｅ　　０ＲＤＥＲ５ＵＣＨ
ＴＨＡＴ　　ＴＨＥ　　ＲＩＧＨＴ　　ＨＡＮＤ　　Ａ
ＸＩＳ　　ＩＳＴＨＥＭＯ３Ｔ　　ＲＥＣＥＮＴ　　Ｄ
ＡＴＡ４３４０　　ＦＯＲＩ＝Ｉ　　ＴＯ１２８４３５
０、Ｎ１＝Ｎ１−１ ４３６０　　ＩＦ　　Ｎ１＝−Ｉ　　ＴＨＥＮ　　Ｎ１
＝１２７４３７０　　ＸＡＸＩＳ二２＊Ｉ＋２１４３８
０　　ＹＡＸＩＳ二１４０−（Ｂ（Ｎｌ）＊７）４３８
５　　ＩＦ　ＹＡＸＩＳ＜ＯＴＨＥＮ　ＹＡＸＩＳ＝０
４３９０　　ＨＰＬＯＴ　　Ｔｏ　　ＸＡＸＩＳ、ＹＡ
ＸＩＳ４４００　　ＮＥＸＴ ４４１０　　ＲＥＴＵＲＮ ４５００　　ＦＯＲＩ＝Ｉ　　Ｔｏ　　ＬＥＮ（Ｓ＄）
４５１０　　ＤＲＡＷ　ＡＳＣ（ＭＩＤ＄（Ｓ＄、Ｉ、
１））ＡＴ’ＸＡＸＩＳ＋Ｉ＊８　、ＹＡＸＩＳ ４５２０　　ＮＥＸＴ ４５３０　　ＲＥＴＵＲＮ ５０００　　ＲＥＭ　　ＴＥＸＴ ５０１０　　ＴＥＸＴ ５０２０　　ＲＥＴＵＲＮ ５５００　　ＲＥＭ　　ＴＯＧＧＬＥ　　ＰＲＩＮＴＥ
Ｒ５５１０ＩＦ　　５ｖ＝１　ＴＨＥＮ　　ＧＯＴＯ５
５６０５５２０ＲＥＭ　　ＴＵＲＮ　　ＯＮ　　ＰＲＩ
ＮＴＥＲ５５２５ＰＯＫＥ　　−１６３６８，０：ＰＲ
ＩＮＴ５５３０　　ＰＲＩＮＴ　　ＣＤ＄；”ＰＲ＃１
”：ＰＲＩＮＴ５５４０Ｗ＝１ ５５５０　　ＲＥＴＵＲＮ ５５６０　　ＲＥＭ　　ＴＵＲＮ　　ＯＦＦ　　ＰＲＩ
ＮＴＥＲ５５６５ＰＯＫＥ　　−１６３６８，０：ＰＲ
ＩＮＴ５５７０　　ＰＲＩＮＴ　　ＣＤｓ；”ＰＲ＃Ｏ
”：ＰＲＩＮＴ５５８０Ｗ＝０ ５５９０　　ＲＥＴＵＲＮ ６０００　　ＲＥＭ　　ＰＬＯＴ　　５ＣＲＥＥＮ’６
００５　　ＰＯＫＥ　　−１６３６８，Ｏ：ＰＲＩＮＴ
６０１０　　ＰＲＩＮＴ　　ＣＤ＄；”ＰＲ＃１”：Ｐ
ＲＩＮＴ６０２０　　ＰＲＩＮＴ　　ＣＨＲｓ　　（ｉ
７）：ＰＲＩＮＴ６０３０　　ＰＲＩＮＴ　　ｃＤｓ；
”ｐＲ＋ｏ″：ｐＲＩＮＴ６０４０　　ＲＥＴＵＲＮ ７０００　　ＲＥＭ　　ＣＡＬＣＵＬＡＴＥ　　ＦＩＬ
ＬＩＮＧ　　ＲＡＴＥ７０１０　　ＰＲＩＮＴ　　”Ｆ
ＩＬＬ　　ＲＡＴＥ　　ＣＡＬＣＵＬＡＴＯＲＮＯＴ　
　ＹＥＴ　　ＩＭＰＬＥＭＥＮＴＥＤ”７９９０　　Ｒ
ＥＴＵＲＮ ８０００　　ＲＥＭ　　ＨＥＡＲＴ　　ＲＡＴＥ　　Ｃ
ＨＡＮＧＥ８０１０　　ＰＲＩＮＴ　　”ＣＵＲＲＥＮ
Ｔ　　ＨＥＡＲＴ　　ＲＡＴＥ＝”；皿；′”ＮＥＷ　
ＨＲ＝”； ８０２０　　ＩＮＰＵＴ　　ＨＲ ８０３０ＲＥＴＵＲＮ ９０００　　ＲＥＭ　　Ｌ−ＲＶＥＮＴＲＩＣＬＥ　　
ＣＨＡＮＧＥ９０１０　　ＰＲＩＮＴ　　”ＷＨＩＣＨ
ＶＥＮＴＲＩＣＬＥ　　ＩＳ　　ＴＨＥＰＮＥＵＭＯＴ
ＡＣＨＭＥＡＳＵＲＩＮＧ　　（Ｌ＝ＬＥＦＴＲ＝ＲＩ
ＧＨ，Ｔ　　）、？” ９０２０　　Ｖ＝ＰＥＥＫ（−１６３８４）９０３０　
　ＰＯＫＥ−１６３６，８，０９０４０ＩＦ　　Ｖ＝２
１０　　ＴＨＥＮ　　ＧＯＴＯ９０７０：ＲＥＭＩＧＨ
Ｔ ９０５０　　ＩＦ　　Ｖ＝２０４　　ＴＨＥＮ　　ＧＯ
ＴＯ９０８０：ＲＥＭＥＦＴ ９０６０　　ＧＯＴＯ９０２０ ９０７０：　Ｃ１＝Ｒ１：Ｃ２＝Ｒ２：ＶＳＳ＝”Ｒ”
　：ＶＴｓ＝”ＲＩＧＨＴ”：ＧＯＴｏ　　９０９０ ９０８０　　Ｃ１＝Ｌ１：Ｃ２＝Ｌ２：ＶＳｓ＝＝”Ｌ
”：ＶＴｓ＝”ＬＥＦＴ”９０９０　　ＲＥＴＵＲＮ １００００　　ＲＥＭ　　ＭＩＳＣ５ＵＢＲＯＵＴＩＮ
ＥＳ１００１０　　ＲＥＭ　Ｘ−０ＦＦＳＥＴ　　ＵＳ
ＥＤ　　Ｔｏ　　ＤＥＴＥＲＭＩＮＥ０１ １００２０　　ＰＲＩＮＴ　　”ＣＵＲＲＥＮＴ　Ｘ＝
’“：Ｘ；”Ｎ）醒つＣパ；１００３０　　ＩＮＰＵＴ
　　Ｘ １００４０　　ＲＥＴＵＲＮ 〕 謝 Ｏ 寸わりトω■〇−囚の寸のりトの■〇−００ωのの０寸
寸寸寸寸寸寸寸寸寸のリド■　囚　　　［Ｆ］［Ｆ］　
　リトト　［Ｆ］ト印００　　Ｎ　　　　（）０　　０
００　００ＣＯ○ ｍ　Ｑ　　ＣＱ　ｌｊ’）　　　Ｏ（Ｃ＋　（ＩＱ　ト
Ｏｍ　　Ｃ）ρＯＧＱ　　　　　Ｏ＄　　ｌ：Ｑ　　　
　　　　Ｌ＋’）　　０　４　０　　　　０　　口　　
　　曽（ｖ）Ｑ ト０−ω　　　０ρ国　　Ｑに） ＯＯ［Ｆ］　四　　　　　　　　　　〇　〇　の　　　
　　　　ω　ω

【図面の簡単な説明】

第１図は、心室の血液流測定値を収縮期又は拡張期中に
おける人工心室に対する空気の流量から算出する、本発
明の装置と方法の一好適実施態様を略図にて示す１゜ 第２図は、心室の血液流測定値を拡張期中における人工
心室から算出する、本発明の他の装置と方法全略図ぐこ
て示す。 第３図は、左心室と右心室の両者から成る人工心臓全体
を略図にて示し、拡張期甲において心室から流れる空気
の流量を測矩する他の方法を図解している１゜ 第４Ａ図は、第１図の実施例に於ける典型的な測定で駆
動ラインで記録される信号について空気流量対時間の関
係を図示したものである１、第４Ｂ図は、第２図又は第
３図の実施ＩｙＩＪに於ける排気′ば内で記録される信
号につい・て空気流量対時間の関係を図示したものであ
る。 主要部分の符号の説明 １０・・・人工心室　　　１１．１３・・室１５・・・
可撓性ダイアフラム ２０・・・心臓駆動ユニット　２９・・・電気空圧制鯖
３７・・・流量計　　　　　　　　４２・・・アナログ
積分器４４・・・マイクロ・コンピューター ４９・・・加圧ガス容器 特許出願人　ユニヴアーシティ　オヴユータＦｌ（１，
４８ Ｆｉｇ、　４Ａ 手続ネｒ１３正書く方式） ％式％ ２、発明の名称　　　人工心臓による血液流の測定装置
及びその方法 ３、補正をづる者 事件との関係　　特８′ｒ出願人 住　所　アメリカ合衆国　ユータ州　８４１１２ツル１
−　レイク　シティ　バーク　ビルディング０４ 名　称　コニヴ１−シディ　Ａヴ　ユータ代表古　ジエ
イムス′　ジゴ、イ、プラノイー国　籍　ノノメリカ合
衆国 ４、代理人 中９都港区新橋１丁目１８番１９号キムラ−７大板ビル
６階７、補正の内容　　別紙のとおり

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）流体被駆動型人工心室により所定時間に亘って吐出
   される血液の容積を測定する人工心臓による血液流の測
   定装置であって、前記心室が駆動流体を受入れる第１室
   と血液を受入れる第２室を有し、前記画室が可撓性ダイ
   アフラムで分割されておシ、更に、前記測定装置が、 駆動流体を前記第１室に送出する第１装置と、駆動流体
   を前記第１室から除去せしめる第２装置と、 （ａ）　　前記駆動流体を時間間隔を以って第１室に送
   出するよう前記第１室と前記第１装置の間の流れ径路を
   交互に形成し、（ｂ）前記時間間隔の間の時間に駆動流
   体を前記第１室から除去するよう前記第１室と前記第２
   装置の間の流れ径路を交互に形成する装置と、 駆動流体の流れ径路内で発生する圧力変動とは無関係に
   前記駆動流体の流量を測定する装置と、前記所定の時間
   間隔中に前記人工心室の概算心臓出力を得るよう前記流
   量を所定の時間間隔に亘って積分する装置から成る、人
   工心臓による血液流の測定装置。 ２）前記流量測定装置が前記第１室と前記第１装置の間
   に形成せる流れ径路内に位置付けである特許請求の範囲
   １）項に記載の人工心臓による血液流の測定装置。 ３〕　前記駆動流体の流量を測定する前記装置が前記第
   １室と前記第２装置の間に形成せる流れ径路内に位置付
   けられている特許請求の範囲１）項に記載の人工心臓に
   よる血液流の測定装置。 ４）前記駆動流体の流量を測定する前記装置が流れ径路
   内の２点の間に差圧を形成する装置を含む特許請求の範
   囲２）項又は同３）項に記載の人工心臓による血液流の
   測定装置。 ５）所定の時間間隔に亘って前記流量を積分する前記装
   置が、 差圧を振幅の点で当該差圧に比例する電気的アナログ信
   号に変換する装置と、 電気的アナログ信号を増幅する装置と、前記信号のディ
   ジタル化のため前記増幅装置の出力部に接続された装置
   と、 前記信号を所定の時間間隔に亘ってディジタル化に演算
   するため前記デイノタル化装置の出力部に接続された装
   置から成るようにした特許請求の範囲４）項に記載の人
   工心臓による血液流の測定装置。 ６）前記流量を積分する前記装置が、 前記差圧を当該差圧に比例する電気的アナログ信号に変
   換する装置と、 アナログ信号を増幅する装置と、 アナログ信号を積分するため前記増幅装置の出力部に接
   続せる装置から成るようにした特許請求の範囲４）項に
   記載の人工心臓による血液流の測定装置。 ７）更に、前記積分済み信号をグラフ式に表示する装置
   を含む特許請求の範囲５）項又は同６）項に記載の人工
   心臓による血液流の測定装置。 ８）前記流れ径路内に前記差圧を形成する前記装置が呼
   吸空気風速計を含む特許請求の範囲４）項に記載の人工
   心臓による血液流の測定装置。 ９）前記駆動流体の流量を測定する前記装置が患者の体
   外に設置しである特許請求の範囲１）項に記載の人工心
   臓による血液流の測定装置。 １０〕　前記ガスの流量を測定する前記装置がタービン
   流量計を含む特許請求の範囲３）項に記載の人工心臓に
   よる血液流の測定装置。 １１）前記がスの流量を測定する前記装置が、前記流れ
   径路内に位置付けられた熱感応素子と、前記素子を前記
   流れ径路内で一定温度に維持するよう当該素子に定電流
   を流す前記熱感応素子に接続せる装置と、 前記素子を前記一定温度に維持する目的で前記素子に流
   れる電流が増加若しくは減少する際の電圧変動を検出す
   る装置を含むようにした特許請求の範囲３）項に記載の
   人工心臓による血液流の測定装置。 １２）流体被駆動型人工心室によって所定の時間長さに
   亘シ吐出される血液の容積を測定する人工心臓による血
   液流の測定装置であって、前記心室が駆動流体を受入れ
   る第１室と血液を受入れる第２室を有し、前記画室が可
   撓性ダイアフラムによって分割され、前記測定装置が更
   に、 駆動流体を前記第１室に送出する第１装置と、駆動流体
   が前記第１室から除去される第２装置と、 （ａ）　　前記駆動流体を時間間隔を以って第１室に送
   出するよう前記第１室と前記第１装置の間に流れ径路を
   交互に形成し、（ｂ）前記時間間隔の間の時点に駆動流
   体を前記第１室から除去するよう前記第１室と前記第２
   装置の間に流れ径路を交互に形成する装置と、 前記流れ径路内で発生する圧力変動とは無関係に前記流
   れ径路を通る前記流体の流量を測定する、前記第１室と
   前記第１装置の間に形成せる流れ径路内に位置付けられ
   た装置と、 流量を測定する前記装置に接続され、測定済み流量を測
   定済み流量に比例する電気的アナログ信号に変換する装
   置と、 所定の時間間隔中に電気的アナログ信号から前記人工心
   室の概算心臓出方を得るよう当該信号を当該所定の時間
   間隔に亘って積分する装置と、前記積分値から得られる
   心臓出力を表示する装置を含む、人工心臓による血液流
   の測定装置。 １３）流体被駆動型人工心室によって所定の時間長さに
   亘り吐出される血液の容積を測定する人工心臓による血
   液流の測定装置であって、前記心室が駆動流体を受入れ
   る第１室と血液を受入れる第２室を有し、前記両室が可
   撓性ダイアフラムによって分割され、更に前記測定装置
   が、 駆動流体を前記第１室に送出する第１装置と、駆動流体
   を前記第１室から除去する第２装置と、（ａ）　　時間
   間隔を以って前記駆動流体を第１室に送出するよう前記
   第１室と前記第１装置の間に流れ径路を交互に形成し、
   （ｂ）前記時間間隔の間の時点に、駆動流体を前記第１
   室から除去するよう前記第１室と前記第２装置の間に流
   れ径路を交互に形成する装置と、 前記駆動流体の流量を測定する、前記第１室と前記第２
   装置の間に形成せる流れ径路内に位置付けられた装置と
   、 前記駆動流体の流量を測定する前記装置に接続され、測
   定済み流量を尚該測定済み流量に比例する電気的アナロ
   グ信号に変換する装置と、前記所定の時間間隔中アナロ
   グ信号から前記人工心室の概略心臓出力を得るよう所定
   の時間間隔に亘って当該アナログ信号を積分する装置と
   、前記積分値から得られる心臓出力を表示する装置を含
   むようにして成る人工心臓による血液流の測定装置。 １４）流体被駆動型人工心室により所定の時間長さに亘
   って吐出される血液の容積を測定する方法であって、前
   記心室が駆動流体を受入れる第１室と血液を受入れる第
   ２室を有し、前記画室が可撓性ダイアフラムで分割され
   、前記方法が、時間間隔を以って駆動流体を前記第１室
   に送出する段階と、 時間間隔の間の時点に駆動流体を前記第１室から除去す
   る段階と、 流体の流れ径路内で発生する圧力変動とは無関係に前記
   駆動流体の流量を測定する段階と、所定の時間間隔中に
   測定済み流量から前記人工心室の概略心臓出力を得るよ
   う、当該所定の時間間隔に亘って当該測定済み流量を積
   分する段階から成る測定方法。 １５）前記駆動流体の流量を測定する段階が、駆動流体
   が前記ガス室に送出される時間中に前記流量を測定する
   段階を含む、特許請求の範囲１４）項に記載の測定方法
   。 １６）前記駆動流体の流量を測定する段階が１．駆動流
   体が第１室から得られる時間中に流量を測定する段階を
   含む特許請求の範囲１４頚に記載の測定方法。 １７）前記流体の流量を測定する前記段階が流体の流れ
   ている流れ径路内に差圧を発生する段階を含む特許請求
   の範囲１５）項又は同１６）項に記載の測定方法。 １８）流量を積分する前記段階が、 差圧を電気的アナログ信号に変換する段階と、電気的ア
   ナログ信号を増幅する段階と、増幅信号をデイノタル化
   する段階と、 前記ディジタル化信号の積分値をディジタル的に演算す
   る段階から成る特許請求の範囲１′７１項に記載の測定
   方法。 １９）前記ガスの測定流量を積分する前記段階が、差圧
   を電気的アナログ信号に変換する段階と、当該アナログ
   信号を増幅する段階と、 所定の時間間隔に亘って当該アナログ信号を積分する段
   階から成る特許請求の範囲１７）項に記載の測定方法。 ２０）更に、積分済み信号をグラフ的及び数字的に表示
   する段階を含む、特許請求の範囲１８）項若しくは同１
   ９）項に記載の測定方法。 ２１）前記流量測定段階が独立的に実施される特許請求
   の範囲１４）項に記載の測定方法。 ２２）流体被駆動型人工心室によって所定時間の長さに
   亘９吐出される血液の容積を測定する方法であって、前
   記心室が駆動流体を受入れる第１室と血液を受入れる第
   ２室を有し、前記画室が可撓性ダイアフラムによって分
   割され、前記方法が、前記間隔中に当該ダイアフラムで
   血液を第２室から吐出させるよう時間間隔にて１駆動流
   体を前記第１室に送出する段階と、 血液を第２室へ再流入出来るよう前記時間間隔の間の時
   点に１駆動流体を前記第１室から除去する段階と、 流体が前記第１室に送出されている時間中に流体の流れ
   径路内にて発生する圧力変動とは無関係に前記流体の流
   量を測定する段階と、 測定済み流量を電気的アナログ信号に変換する段階と、 所定の時間間隔中に電気的アナログ信号から前記人工心
   室の概略心臓出力を得るよう当該所定の時間間隔に亘っ
   て当該信号を積分する段階と、積分済み信号を表示する
   段階から成る測定方法。 ２３）流体被駆動型人工心室によって所定の時間長さに
   亘り吐出される血液の容積を測定する方法であって、前
   記心室が駆動流体を受入れる第１室と血液を受入れる第
   ２室を有し、前記画室が可撓性ダイアフラムにより分割
   され、前記方法が、時間間隔中に当該ダイアフラムで血
   液を第２室から送出させるよう前記時間間隔にて駆動流
   体を前記第１室へ送出する段階と、 血液を第２室へ再流入せしめ得るよう前記時間間隔の間
   の時点に駆動流体を前記第１室から除去する段階と、 流体が前記第１室から除去される時間中に前記流体の流
   量を測定する段階と、 測定済み流量を電気的アナログ信号に変換する段階と、 所定の時間間隔中に電気的アナログ信号から前記人工石
   −室の概略心臓出力を得るよう前記所定の時間間隔に亘
   り当該信号を積分する段階と、積分済み信号を表示する
   段階から成る測定方法。 ２４）人工心室によって所定の時間長さに亘り吐出され
   る血液の容積を測定する人工心臓による血液流の測定装
   置であって、前記心室が流体を受入れる第１室と血液を
   受入れる第２室を有し、前記両室が可撓性ダイアフラム
   によって分割され、前記測定装置が、 収縮期に対応する所定の時間間隔中に流体を前記第１室
   に送出する第１装置と、 拡張期に対応する所定の時間間隔にて流体を前記第１室
   から除去する第２装置と、 収縮期に対応する時間間隔中に血液を交互に前記第２室
   から吐出させるよう且つ拡張期に対応する時間間隔中に
   血液の第２室内への再流入を可能にするようポンプ作用
   を前記グイアフラムに与える装置と、 流体の流れ径路内にて発生する圧力変動とは無関係に前
   記流体の流量を測定する装置と、前記人工心室の概略心
   臓出力を得るよう前記所定の収縮期若１７りは拡張期の
   時間間隔の一方、の時間間隔に亘って前記流量を積分す
   る装置から成る人工心臓による血液流の測定装置。 ２５）人工心室によって所定の時間長さに亘シ吐出され
   る血液の容積を測定する方法であって、前記心室が流体
   を受入れる第１室と当該心室により吐出さるべき血液を
   受入れる第２室を有し、前記画室が可撓性ダイアフラム
   によって分割され、当該方法が、 収縮期に対応する時間間隔にて流体を前記第１室に送出
   する段階と、 拡張期に対応する時間間隔にて流体を前記第１室から除
   去する段階と、 流体の流れ径路内にて発生する圧力変動とは無関係に前
   記流体の流量を測定する段階と、測定済み流量から前記
   人工石、室の概略心臓出力を得るよう前記拡張期蓋しく
   は収縮期の時間間隔の一方の時間間隔に亘って当該流量
   を積分する段階から成る人工心臓による血液流の測定方
   法。