JPS6012070A - 単−／複数チヤンバ式血液ポンプ用のピストンポンプ - 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゛血液７武′ンゾ特に空気駆動式の血液ポンプ
容器内する。

り〕、１図に示すようＶＣ空気駆動式血液ポンプは、尚
くて柔軟な膜（１１１）　Ｋよって血液チャン／：　（
１１３）と空気チャンバ（１１４）とに分割されている
比較的に障ｊい球状ポンプ容器内器１２）から成る。こ
の血液チャンバの側方にはポンプ容器内に入口フラップ
（羽打弁）　（１１５）と出口フラップ（１１６）が設
けられている。空気管（４６）が空気チャンバ（１１４
）　ｔ、滑動式ピストン（１）の装架されているシリン
ダー（６）中のチャン／Ｚ　（４２）に接続する。この
ビスＩ・ン（１）が管（４３）に向けて移動すると空気
チャンノー’　（１１４）中の空気圧が増太し、膜（１
１１）　を介してチャン／２（１１５’）内の血液に圧
力を加える。この際このチャンバ（１１３）は入口フラ
ップ（１１５）まで完全に充満されている。この圧力が
出口フラップ（１１６）の開口圧に達すると、血液は完
全に開いたフラ゛ノブ（１１６）から流出する。

もしもここでピストン（１）が図の下方に移動されると
膜は逆向きに動き、フラップ（１１６）が閉じる。

次にフラップ（１１５）が開き、新しい血液が次のポン
プサイクルに備えて血液チャンノ；’（１１３）中に流
入する。このサイクルは心臓の脈動リズムに合致して反
覆される。

第１図装置には多数の不適当な点があり、慣にもしもこ
のような血液ボンプニ台を人間の心臓の心室の代シとし
て使用されるときに問題がある。

たとえば仮にピストンが故障すればこの崩液ポンプが装
着された体の患者は確実に死亡する。にも拘わらず、機
械的空気ポンプを絶対的に信頼しうるものとすることは
困ａｌｌであり、従って幾分かの余分あることが必要で
ある。又、そのような血液ポンプの使用に際しては、人
体は通常の配管システムではないことと、血圧及び血流
量は人体の要求に合致されていることとを考慮に入れる
必要がある。感染その他の医療上の考慮のため、ポンプ
の制御システムに信号を供給しうる感知装置を埋込むこ
とは全く実月１的であるとは考えられない。

したがって人体の循環条件を悪影響なく検出して適切に
血液ポンプを制御するための成る種のシステムが必要で
ある。そのような血液制御システムは循環系内の血圧に
対してのみならず心臓を流れる血液流量に対しても敏感
でなければならない。

予定の循環系圧力の要求に合うべく心拍率を単に増大せ
しめることは十分ではなく、実際、循環不全（ｃｊｒｃ
ｕｌｕｓ　ｖｊＬｊｏｓｕｓ）と呼ばれる状態、即ち心
臓を流れる血液流量の常態的不足した１捷の定状的心拍
増、を起こしかねない。

人間用機械心臓に動力を与えるに使用する際−に特に非
常に’Ｍ９なことは、システムが軽量−カ・っ携行可能
であることである。

上記の利点その他の利点がチャンバ式空気、駆動血液ポ
ンプを作動させるピストンポンプについての本発明によ
り達成される。本ポ゛ンゾは両埒１１１にて閉じられた
中空シリンダーと、このシリンダ中に滑動式に装架され
た一対のピストンであってピストンとシリンダーの内臂
とが、ピストン間の第一チャンバ、ピストン及びシリン
ダ端間の第二及び第三チャンバを確定している前記ピス
トンと、これらピストンを独立にかつ相互に反対方向に
選択的に駆動させる装置とを含む。血液ポンプの第一チ
ャンバとピストンポンプの第一、第二又は第三チャンバ
の一つとの間に第一の空気連結が与えられる。本発明の
好ましい実施例では血液ポンプの第二チャンバとピスト
ンポンプの第一、第二、又は第三チャンバの他の一つと
の１ｂ１に第二の空気連結が与えられる。この実施例で
は血液ポンプは７対の血液チャンバと一対の空気チャン
バから成９、これらが機械的心室として実際の心臓の代
用をなしている。

ピストンポンプの第二若しくは第三チャンバのいずれか
への連結を選択的に止める゛ため、第二空気連結器内に
第一の弁装置が設けられる。ピストンポンプの残りのチ
ャンバを血液ボンプチャンノくに連結したま１、ピスト
ンポンプのチャンバの少なくとも一つを大気中に選択的
に排気するため、第二の弁装置が設けられる。第一弁装
置を閉じて第二チャンバへの連結を止めた′ｉｉま、第
二チャンバを部分的に確定するピストンを静止状態に維
持するための機構が設けられる。ピストンを駆動する装
置は故障が無い限りピストンの第一の方のみを正常時に
駆動し、故障の場合はピスト／駆動装置によって他方の
ピストンが駆動されて第一のピストンは静止される。

ピストンの駆動率を制御するため、駆動されるピストン
の各行程期間中、血ｉ　ｄ＜ンプによって送られる血液
量を感知し、かつ計算して予定の血液流量を維持するた
めの装置がビでトン駆動装置にさらに含まれる。駆動装
置はさらに、血液ポンプ出−の大動脈血圧を感知しかつ
計算して血液ポンプ出口における予定の大動脈血圧維持
用ピストン駆動装置の駆動速度を制御するための装置を
含む。

駆動装置はでらに、前記のピストンの各行程期間中に送
られた血液量が予定値以下に低下したか否かを感知し、
その後ピストン駆動速度のいかなる増加も阻止する。本
駆動装置はさらにシリンダ内の瞬時的空気圧を感知し、
この空気圧の関数として駆動ピストンの行程長さを調節
する。

行程体積、平均大動脈血液、空気圧等の感知はすべて空
気ポンプ自体内にのみ装架された、したがって血液ポン
プが埋込まれた患者内には装架されない、感知器によっ
て体外的に（ｎｏｎ−ｊｎｖａｓ：ｉ　ｖｅｌｙ）行な
われる。

きらに、本発明に基づく血液ポンプは軽量材料で作られ
、手で運べ、それ自体の動力を内蔵している。

それ故、本発明の目的は余分の空気駆動器を有する血液
ポンプを与えることである。

本発明の別の目的は血液ポンプ用の携帯可能な、駆動器
を与えることである。

本発明のさらに別の目的は、血液ポンプが埋込１れでい
る人間又は動物の必要とする循環器系に即時的に応答す
る空気、駆動式血液ポンプを与えることである。

本発明のさらに別の目的は血液ポンプが埋込まれている
動物又は人間の必要とする循環器系に体外的に応答する
空気、駆動式血液ポンプを与えることである。

本発明についての上記その他の目的、特命、及び利点は
本発明の好ましい実施例についてのり、下の詳細な説明
を考察すれば直ちに理解される。

ここで特に第２１図を参１ｉ（ｊする。本発明によるピ
ストンポンプの圧縮チャンバ（４０Ｘ４２）を介して１
対の血液ポンプ（１１２）　（１１９）が空気駆動器れ
る。

この装置では１対のピストン（１）（２）が共通のシリ
ンダー（３）内に包含されており、下に述べる駆動装置
によって往復される。ピストン（１）（２）は正常作動
＋Ｒ５には互に他に反対に同期駆動され、又は下に詳細
に述べるようにピストンの一方を固定させた一ｉ寸他方
のピストンを作動せしめることができる。もしも作動し
ているピストンが故障すればそれを静止状態に保持し、
以前に静止状であった補助ピストンが作動されて血液ポ
ンプ（１１２）　（１１９）　＆こ動力を与えることが
出来る。

ピストン（１）（（２）の対向面はシリンダー（６）の
壁と共に第１チヤンバ（４２）’を確定する。ピストン
（・１）　（２）の後面はシリンダ（３）の壁と共に第
２チー＼′ンバ及び第６チヤンパ（集合的に４０と付番
す）を（ｉｆｆ“定するが、これらは通路（４１）によ
り相互に連計ｉされている。チャンバ（４２）は通路（
４３）によって血液；１′、’ンフ（１１２）の空気チ
ャンバ（１１４）と連結されている。空気チャンバ（４
０）　ｕ通路（４４）　Ｋよって血ｆｆＭポンプ（１１
９）の空気チャンバ（ｉｉｓ）に連結されている。血液
ポンプ（１１９）は実質上血液７ｊセンゾ（１１２）と
同一に作製されており、膜（１１１）、血液チャンバ（
１１７）、人口弁（１２２）及び出口弁（１２３）を有
する。

第２図に示したことから明らかなように、血液、］セン
プ（１１２）　（１１９）は反対位相で作動する。即ち
左側の血ｇ！ｊ、ポンプ気体チャンバ（１１４）内の空
気圧縮期間はピストン（１）（２）が中央に向けて進行
するときに起こるが、この期間、血液ボ゛ンゾ（１１９
）は圧力縮少を行なっている。ポンプ（１１２）の膜（
１１１）は血液チャンバ中に」二昇しつつあり、他方ポ
ンプ（１１９）の膜（１１１）は下方に運動しつつあり
、その結果血液チャンバ（１１７）に血液を充満せしめ
る。

これらピストンが互に遠ざかるように運動しているとき
は、上記の逆が起こり、ポンプ（１１２）のチャン／＜
（１１３）が血液で充満する一方、ポンプ（１１９）の
血液チャンバ（１１７）が膜（１１１）から与えられる
圧力の下にあって血液を弁（１２３）から強制流出させ
る。

紀２図に示した血液ポ″ンゾで通路（４１）内に別の弁
を付加式せたものはいろいろの態様で選択的に作動しう
る。第６図、）１．４図及び第５図をここで特に参照す
ると、通路（４１）内の弁（５１Ｘ５２）が端のチャン
バ（４０）を第３図（／′Ｃ示すθ１１　＜　１１３　
＋］　（４４）　ｖこ対し一緒に連結しうるべく指向−
Ｊ　ｈでいるときは、血、、液ポンプ（１１２）　（１
１９）　Ｕ相互に反ス°・」ｖコ１ｌ１６ｊυ１される
ピストン（１）（２）によって反対に作動される。し力
・しもしも弁（５２）が閉塞位置に変化さノ１５、力ｊ
つビ゛ストン（２が第４図に示すような静止状態ＶＣ仙
；１・、￥さｇでも、血液ポンプ（Ｆ１２）　（１１９
）はビ′スｉ・ン（１）の、ケの往復運動によって依然
作動され得る。さらにもしも弁（５１）が閉じられ、弁
（５２）がυ日カ・Ｊ′１．ると、その時はピストン（
１）は静止状態に保持さ工１．ることかでき、ピストン
（１）は第５図に示すようにｆに復；型動し得る。

第４図及び第５図に示した状態は選’Ｊ”ｙ　ｔ’ｌ’
Ｊに、又は必要に応じて緊急時のみ、実行できる。した
力くって両ピストンはピストンの一方力；故＋＋ｔｘ　
してそれが静止状態に留まり、適当な弁（５１）又は（
５２）力く閉じられる１で相互に反対に駆動しイ１する
。し力・し、好ましい実施例ではピストンの一つめ１ブ
５の故１９３の際の補助として静止状態に維持される。

］ν）　（／ｌ三ｒ４〕のピストンが故障した場合は、
それ力；的ちに前ｉ　ＪＪ―状ｊ〃に留捷シ、ぞの関連
の弁が閉塞される。それに伴って補助ピストンが作動化
されてその弁が開か、１する。弁（５１）　（５２）を
有する目的は静止状態ピストンｖｃ　Ｉｌｌ連したナヤ
ンバ（４０）が空気容積の圧縮ｖｃ対する死領ノ’ｆｉ
　（ｔｈａｈｏ　５ｐａｃｅ）　ｌなることを防ｒｋ、
する／こめである。

ここでさらに第６図を参照すると、単一の血液ボ゛ンフ
（１１２）のみが空気ポンプによって動力を与えられる
と共にチャンバ（４０）が大気中に通気でれる変ＩｉＩ
！実施例が示されている。この実施例の一変史例が第７
図に示されており、それでは二つの血液；ｒ４’ンゾ（
１１２）　（１１９）が同期的又は反対的に選択、駆動
されることができる。本実施例では三路弁（１２０）が
いろいろの通路（４１）　（４３Ｘ４４）及び外部と通
気された通路（１２１）を選択的に相互連結すべく配置
される。さらに空気チャンバ（１１４）はピストン（１
）に関連した左空気チャンバ（４０）に直接に連結逼れ
る。第７図ＩＣ示す位置ではピストン（１）　（２）の
いずれか又は双方の往復が血液ポンプ（１１２）　（１
１９）を同期的に作動せしめる。中央位置から遠ざかる
方向に進行するピストン（１）かつ捷たは（２によって
空気カチャンバ（４０）内に圧扁されると、チャンバ（
１１７）　（１１Ｑ内の血液は血液ボ゛ンゾがらυ１出
される。ピストン（１）かつ捷たは（２）が中火位置に
向けて進行するにつれ、血液チャンバ（１１３）　（１
１７）　ｉｊ　血液で充満芒れ、空気チャンバ（１１４
）　（１１８）は加圧解除される。チャンバ（４２）内
の空気は弁（１２０）及び通路（１２１）から大気中に
通気される。

弁（１２０）が第８図に示す位置に回転きれると、血液
、Ｉぞンプ（１１２）　（ｉｊ９）はピストン（１）　
（２）のいずれか又は双方を往復させて、反対位相で作
動される。

本図ではピストン（２）は静止状態に保持され、ピスト
ン（１）が往復される。ピストン（１）をりって境界と
するチャンバ（４０）内の空気が圧扁；されると、血液
は７」センサ（１１２）から排出される。ポ″ンプ（１
１９）は力１１圧解除され、血液がその血液ナヤンバに
’１ａｔａちる。

弁（１２０）が第９図に示す位置に回転されると、血碌
ポンプ（１１２）　（１１９）が反対位相で町び作動し
、他方を静止状態に保ちつつピストン（１）　（２）の
いずれか一方を作動場せ得る。本例ではピストン（２）
か往復きれ、ヒ゛′ストン（１）が静止状態に保たれる
。

ここで第１０図及び第１１図を前照して本発明のりと気
ポンプの機械的局面全説明する。初めに、空気２Ｊゼン
ブ内にはピストンを作動きせるための多酸の機構がある
こと、及び特定的本実施例が多くのオリ点を有すること
が」！ｌｉ　ｊＱＩＩされようがピストンに動力を与え
るための後述の適当な機構が他にも存在するということ
、を了１１Ｆ＋されたい。

前述したようにビ′ストン（１）（２）は共通のシリン
ダー（３）内の密閉＊　（４）　（５）中に装架されて
おり、図において７１センプの左及び右側に位置する。

本例では図の左右に対称的に配置されている共通の素子
に対する参照番号のもの１ｆ、［−緒に説明するが、そ
れらはポ′ンゾのそれぞれ左及び右側の重複的機構に対
応することを１岸［されｌζい。

ピストン（１）　（２）は別個の振動吸収体（６）を介
・して別個のほめねじ（ｂａ」、：ｔＳｃｒｅｖ＋＋０
）（８）（９）に固定的Ｋｗ、続はれる。これらはめね
じ（げ別個のはめねじナツト（１０）　（１１）内を前
後に移動する。この前後運動は。

別個の振動吸収（＊　（１４）　（１５）を通して摩擦
的にはめねじナツトが装架される二個の別個の電動機回
転子（１２）　（１３）の回転方向の変化から生ずる。

これら回転子は電動機（２０）　（２１）の固定子組立
体内に装架さノ′したホールベアリングの組（１６）　
（１８）及び（１７，）　（１９）それぞれ中に軸動式
−に支持される。

回転子（１２）　（１３）は別個の光学的′４′、ｌ″
Ｉフ化ディスク（２２）　（２３）　Ｋ接続される。こ
れらディスクはピストン（１）（２）から遠のく向きに
而している。回転子（２０）　（２１）それぞれの固定
子組立体内ＶＣは別個の５相の巻線（２４）　（２５）
が自装置されている。

各符号化ディスク（２２）　（２３）には、別個の光ビ
ーム光学センサ装置（２６）　（２７）それぞれｔｉｃ
より光学的に検出されるマーク又は孔がディスク外縁治
いにつけられている。これらマークはセンサ（２６）（
２７）に相対的な、符号化ディスクの角度方位を示す。

したがって始動位置をｎ（Ｊ、知することによって後に
詳述する制御システムがセンサ（２６）　（２７）によ
υ検出キれるマーク数を単に計数することによってピス
トンの相対位置を決定しうる。しかしながら、さらにセ
ンサ（３０）　（３１）がピストン（１Ｂ２１の移動の
外方限界を検出し、センサ（２８）　（２９）がピスト
ン（１）（２）の移動の内方畝立を検出する。これらの
センサは光ビーム光センサ又は他の任意の型式のもの、
例えはホール（Ｈａｌｌ）センサ等、でよい。

ｒ］け化ディスク（２２）　（２３）はピストン（１）
（２）の位１１：Ｉ’　（：号のｆｃめに使用１きれる
のみならず、駆動電動機（２０）　（２１）の固定子巻
線（２４）　（２５）の整流（ｃｆｎｌｌｍｔｌｔａｔ
ｉＯｎ）用の位置信号のためにも使用される。他の実施
例では符号化ディスク（２２）　（２３）には、ディス
ク（２２）又は（２３）の絶対位置に直ちに杓＞：ン化
され得るｆｌ−＋　：化スクリーンマークを与えること
ができる。光センサの代りに磁気的マークをｆｉｉｉｉ
えたゲイ、スフと磁気センサを使用することも可能であ
る。さらに好ましい本実施例の電動機は電子的に整流さ
れた曲流の電動機であるが、やや利点の劣る実施例では
ブラシ整流式直流電動機、ステップ電動機、又は非同期
若しくは同期式の電動機を使用できる。

駆動ユニット＆ま音吸収素子（３２８３４）及び（３３
）（３５）によって共通のシリンダ（６）内に支持され
る。

密閉！Ｊ　ンク（３８）　（３９）を覆って、シリンダ
（３）　ノ開放端上に２個のキャップ（３６）　（３７
）がねじ込みされる。

ピストン（１）（２）の後面と端キャッ″プ（３６）　
（３７）との間の空間が、チャンネル（４１）を通して
相１１．；１．１３結されて一つの結合チャンバ（４０
）となる右側及び左側の外方気体チャンバを構成する。

結合気体−ノーヤンバ（４０）は通路（４４）によって
血液：１ゼンゾ（１１９）に連結される。２個のピスト
ン而はシリング（６）の中間部分と相まって、通路（４
３）を通して左１ｒ１１８グ；＋！、′７７”　（１１
２）　Ｋ連結される気体チャンバ（４２）、’ｃ　形成
する。別個の圧力逃がし弁（４５）　（４６）及び別個
の空気取入れ検査弁（４７）　（４８）が気体チャンバ
（４０）　（４２）それぞれを大気と連結する。

単一ピストン作動時における作Ｊｖ１中のビ′スＩ・ン
の駆動故障の場合には、その故障ピストン、’ｕ４動が
、電子機械的ブレーキ（４９）　（５０）かつまたはｔ
ｐ、ｉ定子巻線（２４）　（２５）による電気ブレーキ
によって付加的に、阻止はれる。それと同時に左又は右
気体チャンバ（４０）に至る通路（４１）の連結が、２
．３図、第４図及び第５図に１９１シて上述した弁（５
１）　（５２）によって、阻１１―される。第１０図及
び第１１図に示されるように、ピストン（２）は静止状
態に保たれ、チャンネル（４４）から連結阻止される。

第１０図及び第１１図に示した実施例では血液ｉＪ七ン
ブ（１１２）　（１１９）は逆位相に作動することに注
目きれたい。これは人間の心臓の正常作用ではないが、
人工血液ボ゛ンゾで心室を置換された実際の心臓を持つ
人間である患者にとって、十分な循環血液を供給すると
いう点からは完全に満足しうるものであることが見出さ
れている。

各空気室（４２）　（４０）には後に詳述するようにピ
ストン駆動装置を制御するための気体圧力の電気的ｒｌ
ｌ＋定を可能ならしめるべく、別個の圧力センサ（５３
）　（ｓａ）が結合される。気体チャンバ内の温度も又
、チャンバ’（４０）　（４２）それぞれ中の温度を感
知すべく装架さ−ｈた別個の温度センサ（６４）　（／
、５）によって４川定される。

ここできらに第１１図を参照すると、空気ポンプとその
制御装置６がブロック線図式に示されている。ピストン
の移動は電動機固定子巻線（２４Ｘ２５）に駆動信号を
与える電子駆動回路（６２）　４ｊよって制御され、そ
の結果指定きれプヒ回転方向をイＪする回転磁界が発生
される。別個の雅流子（５５）　（５６）　Ｉｔま、符
号化ディスク（２２Ｘ２３）及びセフす（２６）（２７
）　ＩｔＣよって決定される電動機それぞれのｆｕｒ　
Ｉｌ、Ｊ角位置（”、ｆを比較して、その角位置に対応
の固定−１巻線（２４Ｘ２５）に対して電源（５７）か
ら必要な電力を供給する。電源（５７）は患者の状況に
応じて、携帯式、充′ル１式の電池又は差込み電源でよ
い。無プラン］）Ｃ電動機の電子整流は良く知られてお
り、その１１１１山からここに詳述しない。固定子巻線
は、定格又はノ、Ｌ〜の速度（５８）　（５９）からの
任意の速度偏差に対する補償として必要であるエネルギ
ーのみを供給される。

実際の回転速度は符号化ディスク（２２）　（２３）　
ノ回転速度から採取される。固定子巻線（２４）　（２
５）が順次に電源（５７）に接続でれる順序、従って電
動機の回転磁界の回転方向の順序は制御回路（６２）か
ら来る信号（６０）（６１）により決定される。制御回
路（６２）はピストン（１）　（２）双方の運動及び位
１と１″を、センザ（２８）（３０）及び（２９）（３
１）と符号化ディスク。

（２２）（２６）とによって監視する。回路（６２）　
Ｉ′ｉピストンの作動が圧力出力、速度に対する予定の
基準に適合すること、及び二重作動時にはピストンが同
期作動されること、を確実ならしめる。

たとえばもしも回路（６２）が、符号化ディスク（２２
）　（２３）によって又は限界センサからの信号にヨッ
テ、２重作動１ノ、′１′におけるピストン（１）　（
２）の顕著な行程長偏差を検出すれば、二つの駆動のう
ち外方限界における速い方を維持することによって同期
が行なわれる。ピストンを同期することが達成できない
ときは、正常速度から偏位する駆動装置の整流が止めら
れ、その電動機巻線が短絡８れる。

さらに対応するブレーキ（４９）又は（５ｏ）が作動さ
れる。これは非常事態であるから、警報（６３）が作動
される。さらにピストン行程体積の低落が予想きれるの
で、チャンバ（４ｏ）として示される停止ピストン後方
の死領域が対応の弁（５１）又は（５２）によって閉塞
される。単一ピストンの作動と静止補助ピストンとで作
動が行なわれるときは、実質的に同一の事象が遂行きれ
るが、停止されたのが以前に作動ピストンであったどと
とこの第一ピストンの作動について回路（６２）が成る
故障を検出したときに補助ピストンが駆動を行うことの
みが異なる点である。

回路（６２）は電動機（１０９）の回転方向と定格速度
（１１０）に関する基を情報を、装置６操作者が人力す
るデータから受信する。

電動空気ポンプの制御装置は患者の変動する循環系の要
求に対して自動的に適合する役割を果すと共に循環系の
左右の均衡を確保する。この後者の役割は一般に左右の
人工心室に望才しい智−分の出力を与えることに対応す
る。制御の目的に磨製とされる素子は次のものである。

１、　定格値発生器 ２、現実値伝達装置（例えＣまセンサ）６　電動式空気
圧変換器を含めたサーボ成分、即ち市；動機装置類、ピ
ストン及び付加的サーボ成分 ４、　制御ユニット。好ましい本実施例ではマイクロコ
ンピュータ− ここで７Ａ１１図、第１２図、及び第１６図を参−Ｉｔ
（ｔ　して制？１Ｉ１１回路（６２）の作動を説明する
。第１２図に７Ｊｅすブロック１−回路」は実除は制御
器（６２）として作動するマイクロコンピュータ−によ
って行なわれる機能演算である。制御器（６２）は患者
の純体外的測定値を使用する。即ち装置（６２）は本空
気駆動装置ｕ内で測られた値を使用する。この製筒は体
内側定値Ｖ（頼ることなく、又生物学的電気信号の記録
等の周辺測定法に頼ることもない。制御器（６２）に対
するセンサ人力はチャンバ（４２Ｘ４０）内の圧力セン
サ（５３）　（５４）、符号化ディスク（２２Ｘ２３）
トセンサ（２６）（２７）により測られるピストン位ｔ
、セン？　Ｃ６５）　Ｃ６４）　Ｋ　ｊ　Ｄ　ｄｉｌｌ
られるチーｒ７パ（４２）（４０）内の空気温度、及び
センサ（６６）により　１ｌｌｌｌられる大気圧である
。人力値には８らに、気体チャンバ圧力センサ（５３Ｘ
５４）に接続された微分器（６７）（６８）から導出さ
れる圧力変化率が含筐れる。ピストン行程長（７０）は
符号化ディスクセンサ（２６Ｘ２７）及び限界センサ（
２８８２９Ｘ３０）（３１）によって与えられる位置信
号から絶対行程計算器（６９）により計算される。

制御器（６２）は基準の始動時心拍率（Ｆｓｔａｒｔ　
７１）から出発する。この基準値は下限基準率（Ｆｍｉ
ｎ　７３）及び上限基糸率（Ｆｍａｘ　７２）の間の値
に通常は設定される。これらの領は操作者によって周波
数（心拍率）監視装置（７４）に入力される。これは本
ユニットの始動時の条件であり、ピストン（１）若しく
は（２）又は双方が心拍率と同じ固定周波数で往復する
。

この率は例えば毎分８０回の如き値であろうが、異った
値に調節できる。例えばＦｍｉｎ値及びｌ’ｍａｘ値は
毎分４０ないし１８０回の間に設定できる。

はじめに、血液ポンプ（１１２）は主として循環系の必
要条件の維持を担当することを１勉されたい。

このようにするためには、制御器（６２）は血液ポ′ン
ゾ（１１２）が心臓収縮の位相にある間はピストン（１
）もしくは（２）　’ｔ−一つの速度にて作動せしめ、
ポンプ（１１２）が膨張位相の間にあるときは（完全な
充満ができるようにするため）通常はよシ遅い第二速度
にて作動せしめ得る。ピストン（１）　（２１Ｕ上述し
たように、空気チャンバ（１１４）　（１１Ｂ）が１８
０°の位相差のもとに作動きれるようにしてシリンダチ
ャンバ（１１４）　（１１８）内の駆動空気を給排する
。した８かって一方のチャンノくが圧縮されているとき
、即ち収縮位相にあるとき、他方は圧縮解除されている
。即ち、膨張位相Ｖ（ある。かぐしてポンプ（１１２）
の膨張周期を増大させることは第１０図、第１１図、第
１２図に示す実施例ではポンプ（１１９）の収罰）４周
期を必然的に増大させる。

収縮期間中、チャンバ（１１４）又は（１１８）内の気
体圧力が出口フラップ（１１６）又は（１２’３）の外
側の対抗圧力に等しい圧力に達すると、出口フラップが
開き、血液ポンプ中の血液が排出される。これによって
、圧力センサ（５３）　（５４）から来る波形信号を時
間に対して示す第１３図の頂部における表示と類似の時
間／圧力関数が生ずる。

圧力センサ（５３）　（５４）からの信号は増幅器（７
５）（７６）によって増幅され、比較器段（７７）（７
Ｂ）　’において予め設定された圧力値（ｐ、、１ａ＊
及びＰｍ１ｎ）と比較される。これら最大及び最小の圧
力値は装置の特定設計及び患者の循環器系の条件に依存
する。

これらの値を超えたところでは、安全弁（４６Ｘ４５）
が開く。このことは能動的若しくは受動的に、電気機械
的に行ない得る。弁（４５）又は（４６）が１ノ；］が
れると、空気チャンバ（１１４）又は（１１８）内の圧
力が逃される。吸収又は膨張の位相時は大口弁（４７）
（４Ｂ）　（第１１図）が開き、血液ボ゛ンプチャンバ
の受動的充満が可能となる。

これら安全弁の受動的若しくはＲ［コ動的機能は両血液
ポンプ容積の平衡にとって特に意味がある。

その理由は血液チャンバが吸引ザイクル期間中に十分に
血液で満たされないと、例えはチャンバ（４２）、通路
（４３）、及び空気チャンバ（１１４）からなる圧縮チ
ャンバ全体の全空気体積が増大する。次の収縮位相期間
中、血液ポ゛ンプ膜（１ｉｉ）はピストン（１）がその
行程の内方限界に達するに先立ち拍１液チャンバ（１１
３）の上方壁に対抗して停止している。

チャンバ（１１４）内気体圧力はピストンが内方限界位
置に達するまで、増大し続ける。しかし空気圧力がＰＩ
ＩｌａＸ値に達したときに弁（４６）がＧ？Ｊｌかれて
いるので、空気チャンバ（１１４）内の過剰圧力の蓄積
が防止され、同時に過剰空気体積が圧縮チャンバから解
放される。同様の動作が弁（４５）を通して血液ホ″ン
プ（１１９）について起こる。

この特色は人工心室のいわゆる［水切シ特性（ｏｔａｒ
：Ｌｉｎｇ　ｐｒｏｐｅｒｔｙ）　Ｊの保護に対する必
須条件である。この船釣は、瞬時的に可能な血液体積は
心室の充満圧力の関斂であることに基づく。循環器生理
学に関する諸理由から、この充満圧力に独立な出力が血
液ポンプチャンバ（１１３）　（１１７）　ノ％性デー
タに依存した広範囲にわたるいわゆる「右／左平衡」を
保証する。

瞬時的な循環器系必被条件は、空気ポンプシステムがこ
の条件に合致すべく修正される前に、決定されなければ
ならない。上述したように制御システムによって二つの
因子が考慮される。その第一は平均大動脈血圧を決定す
ることと、第二は血１！Ｌボ“ンゾを通して実際にいか
なる葉の血液が流れているかを決定することである。心
拍率が大動脈血圧の降下を補償ずべく増進される前に、
システムは初めに血液ポンプ流量が十分であることを検
定しなければならない。さもないときは、［循環不全（
。□ｒｃｕｌｕｓ　ｖｉｊｊｏｓｕｓ）　’Ｊとして仰
られる状態が起こシ得る。この状態では膨張位相期曲に
おける血液ポンプの充満劣悪に帰因して脈拍体積毎の不
十分が定常的心拍率増大によって起こされる。

もしもこの状態が考慮されていないと、全体積流量は減
少し続けて、十分な血圧値が決して達成されることがな
かろう。

制御器（６２）の脈拍体積検出部分は非体内的力法で血
液脈拍体４Ｊｔ　を決定する。血液脈拍体積ヲ言１３′
？。

する初期値は、センサ（５３）　（５４）によって示さ
れる収縮期駆動気体圧力とピストン行程（７０）の時間
履歴とである。これらの波形は第１３図のｎ′１部及び
底部に現れる。センサ（５３）　（５４）の出力は、微
分された暫時的圧力履歴（９３）　（９４）を出力する
微分器（６７）　、　（６８）に、印加される。脈拍体
積割算器（８２）（８３）はこの曲線の特性点（９７）
（９８）全検出する。これらの点は血液ポンプ（１１２
）　（１１９）の出口フラップ（１１６）　（１２幻の
開口及び閉基を表わす。

これらの二点間の絶対距離は全ピストン行程量の部分（
９９）に対応する。ピストンのこの部分は、点（９７つ
及び（９８）の間の時間とピストンの速度とを知ること
により　Ｈ１算でき、その結果、実際の移動距１’ｉｌ
ｌが直ちに計算される。この距離は次に既知有効ピスト
ン位置（１００）を乗じられる。

かぐして決定された行程体積は、出口フラップが用いた
ときに膜（ｉｉｉ）後方に配置された血液の排出にオＩ
Ｊ　１１４される空気体積を表わす。これらの空気体積
は、ポンプ（１１２）　（１１９）の血液脈動体積に等
しい。但し血液脈動体積が弁に関するいろいろの損失に
対して補正され、又血液は非圧縮性流体であるが空気は
圧縮性であるという事実に対して補正されている、とし
てである。この後者差異は、センサ（５６）（５４）（
６４）（６５）（６６）から圧力と体積が測定されれば
、気体体積が断熱変化する場合の標準的気体方程式を使
用して、補正し得る。閉塞時に弁を逆流する流Ｋ　捌失
と、閉塞後も続くある量の流れによる損失と、血液ポン
プ容器の弾性等による従属的な損失とに帰因する上記弁
損失は、経験法的試験を行い、制御器のランダムアクセ
ス式又はプログラム式の読取専用記憶装置（４１２図に
は図示されていないが、いろいろの、Ｉ恢能ブロック内
にあるものと了解されたい）内に記録されることによっ
て、モデル化し得る。これらの１Ｊｊ失はすべて圧力依
存性のものであり、父、逆渦伊失は空気流量率にも依存
する。したがってこれらの補正因子は対応の圧力及び流
豫率の値と共に記録される。

補正済みの行程体積が信号（１０１）　（１０２）とな
って脈動体積計カー器（８２）　（８３）から出力され
て別個の脈動体積比較器回路（８４）　（８５）に与え
られる。

これら回路は、もしも決定された脈動体積と血液ポンプ
チャンバの記録された歌「性体積（９５）　（９６）と
の比較から膨張位相期間内充満が基準イ１／］に対して
不十分であることが示されると、作動線（ｅＨａｂｌｅ
ｌｅａｄ）　（９２）によって周波数ＣＩ［ｒ拍′−＃
）監視ユニット（７４）の出力の周波数増大を阻止する
。

もしも周波数監視ユニッ１−（７４）がそのような状態
即ち不十分な脈動体積を察知すると、このユニットは自
動的に駆動周波数を低下させ始め、血液ポンプチャンバ
（１１３）　（１１７）に対する充填時間を長ひかせる
。もしもこれで何の改善も得られないと青′報（６３）
が作動される。

平均大動脈圧力（８７）の決定は波形解析ユニット（７
９）内で起こる。このユニットはピストン（１）（２）
の完全な一往復連動の期間中のいろいろなピストン位置
を符号化ディスク（２２）　（２３）から決定して完全
な−サイクル期間中の圧力／時間履歴を監視する。その
ような）６全一サイクルの後、波形解析ユニット（７９
）は左右の空気チャンバ圧力及びピストン（１）の既知
位置における左圧力士昇率（９３）の増幅済の波形（８
８）　（８９）をＷ「析し始める。この波形解析は大動
脈出１］フラップ（１’１６）が丁度開き始める際の血
液チャンバ圧力値を与える。

この事象は第１３図における中段波形上の点（９７）と
して示され、空気チャンバにおける最も急激な圧力上昇
の最初の点に対応する。この圧力はしたがって出口フラ
ップ（１１６）の外側における大動脈血圧に多かれ少か
れ対応する。点（９８）はフラップ（１１６）の閉塞に
対応する。平均大動脈圧力（８７）は、第１５Ｃ図に関
して後に詳述する方法に従って、弁（１１６）又は（１
２３）がｕトｉき又は閉じるときの時刻及び駆動圧力の
知識と記録済み補止因子（９０）とを用いて、駆動器自
体により設定された心拍率のもとで算出される。この算
出された平均大動脈圧力は圧力比較器（８０）内で代表
血圧＾し準値（８１）　（ＰＡＯ）と比較される。もし
も大動脈値が定格値（ＰＡｏ　）より低いと、これは出
力が低すぎるか又は循環器系条件が高すぎることを示唆
し、周波数（心拍率）監視ユニツ）　（７４）が回転周
波数発生器（８６）に信号を出力する。この発生器は駆
動箱動機（２０）又は（２１）に対して速度信号（５８
）又は（５９）の周波数？：増大させる信号を送ること
によって心拍″Ｊ′−を増太さぜる。

もしも逆のことが起こると、即ち平均大ｆｆｄｌ脈圧力
がＰＡＯＪ：　ｆ）高いと、電ｉｌｌ　槻（２０）又は
（２１）に７・］する駆動隼号（５８）又は（５９）の
周波数を低下させる、回転周波数発生器（８６）への速
度低下信号（１２８）をユニソ）（７４）が送ることに
よって、心拍率が低下される。もしも平均大動脈圧力及
び基準値Ｐ八〇が実質的に同一・であると、ユニット（
７４）は当座の心拍率を維持する。

しかし上記のいずれの」謳合でもユニッ）　（７４）は
初めに低減された又は増大された心拍率がそれぞれＦｍ
ａｘとＦｍ　ｉ　ｎなる１（７２）の範囲内にあるか否
かｔ　；＃！ａべる。又、ユニッ）　（７４）は血液ポ
ンプの脈動体積が作動線（９２）の監視により十分であ
るか否かも調べる。この信号は上記のように監視される
脈動体積検出システムにおける出力を表わす。

制御器（６２）は又、ピストンの移動すべき行程長をも
制御する。二重ピストン作動期間にこれを行うためには
二つのピストン（１１（２）の行程長が初めに、符号化
ディスク（２５）　（２６）によって、絶対行程電子シ
ステム（６９）を介して計１定される。ピストンそれぞ
れの行程は次に相互に比較されて、もしも両名の値が相
異なると営゛報（６３）が作動される。大ていの場合、
そしてｑｌ−ピストン作動の場合、ピストン（１）（２
）の行程は所望の基準空気圧力からの偏差を補償すべく
肌面されるのみである。

己れは１、増幅器（７５）　（７６）から増幅された圧
力センサ信号を受信してその後１、ピストン運動サイク
ル全期間中の圧力値を予定基準値ＰｍａＸ及びＰ＋ｎｉ
ｎに比較するウィンドー弁別器によって、行なわれる。

もしも測定された圧力がＰｍａｘを超えると、比較器（
７７）又は（７８）が行程計算器ユニット（１０４）に
信号（１０’７）を送つ、て、血液ポンプ（１１２）　
（１１９）の膜（１１１）が上方の全体的屈曲に正に達
しようとする限度まで行程長を減少せしめる。この全体
的屈曲は全移動行程にわたってどこで一ビーク圧力が起
こるかに注目することによって決定される。同時に、損
イ易を起こす圧力ビークの発生を防止するため、比較器
（７７）　（７Ｂ）は安全弁（４ｓ）　（４６）を開く
。もしもポンプ膜（１１１）が行程期間中、全体的屈曲
に達しないならば、ユニッ）　（１［１４）に対し比較
器（７７）又は（７８）によって信号（１［］６）が送
られ、最適位置が達せられる寸で行程（１０８）が増大
される。

基準方向信号発生器（１０９）が基準方向信号を方向逆
転回路ｃｉｏｓ）に与える。この回路は内方限界センサ
（２８）又は（２９）及び外方限界センサ（３０）又は
（３１）の信号ｔ　′ＩＪ’ｔ＝　Ｎｒして、実際の行
程方向を知って信号を駆動箪ｌν１４幾（２０）又は（
２１）の正しい瞬時的回転方向に復号する。

ここで第１４図を参１１６すると空気ポンプの一般言１
変史例が示されている。この設計例の利点は作動中ピス
トン周囲の密閉故障がポンプ全体の欠陥にはならないこ
とである。このような故障は第２図に示したポンプ設言
１例では起こることが考えられる。本実施例ではピスト
ン（２）は正常町は余分の補助ポ゛ンブとして静止状態
に保たれ、ピストン（１）が往復される。第２図に示す
ポンプへの設置」変更は、分離壁（１２９）がチャンバ
（１４２）全分割し、通路（４３〕中に延びて二方向弁
（１５３）と会合することに存する。弁（１３３）の位
置に応じて、この弁が通路（４３）を第１４図で見てチ
ャンバ（４２）の左手側部分（ピストン（１））又はチ
ャンバの右手側部分（ピストン（２））に連結し得る。

追加的な変更は通路（４１）においてそれが通路（４４
）と会合するところに直立フランジ（１３６）があるこ
とである。このフランジ（１３６）は、通路（４４）を
チャンネル（４１）（ピストン（１））に、又はピスト
ン（２）とシリンダー（３）とにより囲まれるチャンバ
（４０）に対して自己位置に応じて連結する二方向弁（
１３４）を以って密封を果す。

弁（１３３）と弁（１３４）は連結されて、制ｆＩＩＩ
器（６２）により作動される適当な霜、気機器的装置ｉ
ｊ４．’　（図示してなし）により作動される連結枠（
１３５）により、一体重に作動する。チャンバ（４２）
　（４０）それぞれ内の圧力を読むため、ハウジング内
に付加的圧力センサ（５３′）（５４′）が設置される
。これらのセンサは後述するように余分の駆動装置６ヲ
試験するために使用される。

第１４図に示す弁（１５３）（１３４）の位置にあって
（ま血液ポンプ（１１２Ｘ１１９）はｙ常時（了、第４
図に関して述べたようにピストン（１）の往復運動によ
って逆位相に駆動される。万一ピストン（１）が何等か
の理由で故障すると、血液ポンプ（１，１２）（１１９
）がピストン（２）によって駆動されるように制御器ユ
ニツ）　（６２）が弁（１３３）（１３４）を二つの位
置の第二位置に再配置する。その点では本システムは、
余分の駆動装置が分離壁（１２９）及び弁（１３３Ｘ１
３４）によって故障駆動装置から完全に切願１される点
を別にすれば、第５図に関して述べたと実質的に同一で
ある。

正常作動期間中、ピストン（２）が静止状態に保持され
ているときは、補助駆動装置を作動させることによりそ
の作動を時折検査することが望ましい。

もちろんそのような試験期間中はピストン（２）により
発生された空気圧力が血液ポンプに到達してはならない
。そのような検査能力を与えるため、通路（１５０）が
ピストン（２）の後方のチャンバ（４０）をピストン前
方のチャンバ（４２）に連結する。通路（１５０）内に
配置されたパイ、ｆ６ス弁（１５１）及び同様に通路（
１３０）内に配置された制限装置（１３２）がこの試験
期間中の制御を行う。ピストン（２）全試験するため、
弁（１３１）が通路（１３Ｄ）内で開かれるべく回転さ
れ、チャンバ（４２）又はチャンバ（４０）のいず扛か
の中の空気圧力の蓄積量が制限装置（１３２）を通して
逃さ扛、こｎＫよってピストン周囲の密封が検査さｎる
と共に擬似血液ポンプにみせかけの負荷？与えることが
できる。

ここで第１５Ａ図及び第１５Ｂ図以下の図を参照する。

こ扛らの図は制御器（６２）の作動流社図を示す。前述
したように、制御器（６２）はプログラム式マイクロコ
ンピュータ−であり、第１２図に示したいろいろのブロ
ック素子すべてか実際に本マイクロコンピユークーの作
動に対応する。とはＩえ、他の実施例ではこｇらと同一
の機能はノ・−ドウエア論理装置で遂行し得る。

マイクロコンピュータ（６２）によってとら扛る第一段
（１３７）は冷たい始動即ち、心拍率が任意的に予定の
率（Ｆｓｔａｒｔ、（７０））に設定さ扛る始動を行な
うことである。本例ではＦｓｔａｒｔ（７０）は毎分７
０拍にとられている。次に百分率収縮左行程体積が全！
ｆＩＩ用可能体積の８０％に設定さｈる。すなわち、予
定め始動行程長が、血液ポンプ（１１２）の収縮位相期
間中に利用可能な体積の８０％を給すべく選ばれる。最
後に左収縮が全ピストン行程の予定の「始動」百分率に
設定される。すなわち本制御器は電！ｆＩ１機（２０）
又は（２１）に、ポンプが全サイクルのうち所望の割合
を収縮に費しうるようなピストン速度で収縮時に運動す
ること（ポンプ（１１２）の場合）を、指示する。割数
開始も設定さ扛る。

制御器（６２）は次に段（１３８）にて、コンピュータ
ー（５５）及び他の電気機器的サーボ素子に対し、電源
（５７）から電力を供給することによシ、駆動装置を入
力する。段（１３９）では割込みルーチン（ＰＵＭＰ）
が作動比さ几る。

段（１４０）　Ｋて制御器（６２）が始動条件下に作動
しているか否かについて問合せがなさｆＬる。もしも答
がイエスであｌｔ′Ｌは、制御器（６２）は、始動条件
が通過するまで、段（１４１）にて［検査Ｊ　（ＣＨＥ
ＣＫ）サブルーチンプログラムを実行し続けることによ
り、正しい駆動装置の作動を得るべく検査を行なう。

両サブルーチン（ＰＵＭＰ及びＣＨ′ＥＣＫ）ｔＩ′ｉ
後Ｋｔｌ＝述する。

しかしここでの目的にはサブル−チン（ＰＵＭＰ）　ｉ
ｊ、循環器圧力システムの必要条件に合致すべく制御器
（６２）の主プログラムによシ計算さｎる通シに電動機
（２０）又は（２１）　を予定の収縮速度、予定膨張速
度及び予定方向に働かせるものであることを言−えば十
分である。サブルーチン（ＣＨＦｉＣＫ）　ｉｄ左右駆
動圧力（センサ（５３）（５４）を走査することにより
導出さ扛る）が十分であることと、外方限界（センサ（
５０）から決定さｎる）が毎回の行程で駆動ピストンに
よシ達成さｎることを確実ならしめる。これらの条件か
満たされない場合は、サブルーチン（ＣＨＫＣ！Ｋ）が
補助駆動装置を作動せしめる。

始動条件の完了後、制御装置（６２）は次に最新の収縮
時及び膨張時の電動機速度と行程長パラメータ全段（１
４２）で計算する。これは第１２図に関して述べた周波
数監視装置（７４）及び行程ｉｌ算器（１０４）の動作
に対応する。これらの値はサブルーチン（ＰＵＭＰ）Ｉ
／Ｃおいて与えらｎる。

次の１堵段（１４３ないし１５１）では第１２図の脈動
体＃Ｊｊ　４ｒＪ　ｉｉ’ｒ　（８２）　カ４　Ｙ−ｊ
すｒｔ　ル。段（１４３）　テｕ　左血敵ポンプ（１１
２）　Ｖｃ、　（ｒｔ給さｆ’した空気圧力はセンサ（
５６）の出力によって）リイ析さ扛て、大動脈弁の開く
１１°」゛の空気圧、力（Ｐｏａｖ）、大動脈弁の閉じ
る時の空気圧力（Ｐｃａｖ）、大動脈弁の開く時（Ｔｏ
ａｖ）、及び大動脈弁の閉じるＩＩ；’ｊ　（Ｔｃａｖ
　）　を決定する。これらの値はづ“べて、チャンバ内
圧力上昇が最大変化を示すときの圧力ｒ’ｒ’ｊ及び時
間ノｊｊ（９７）　（９８）　（第１６図）を注視すべ
く微分：）に（６７）の出カケ監視することにより決定
しイ１する。

段（１４４）　ＶＣ向けて進むと、大動脈弁開口時（’
ｉ’ｏａｖ）と人ｉ１ｖノ脈弁閉基時（Ｔｃａｖ）との
間にピストンが移動゛ｊ−る距訓に拍動ピストンｉｒｕ
積（１００）　（第１２図）を乗じた飴に等しい収縮体
積「ＥＥＶＬ　ｊを、制御器（６２）が泪３−．Ｉ、す
る。この勢出さ！％だ体積は圧縮サイクル期間に当該体
積によって経験さ扛る圧力差の分だけ補償さ扛なけｉＬ
ばならない。こ扛ば、空気；）玉圧幅性媒質であるのに
対して血液はそうでない、という事実に因る。この補償
は前に計算さｎた収縮体積値［ｓｖ：ｃ、　Ｊと比（Ｐ
ｃａｖ／Ｐｏａｖ）Ｋとの積しＣ収縮体積に等しいと漁
いて行なわれる。ここＩｔ（ｙ、は経験的に決定さｎる
定数である。このＫ　（ｉ＃は記憶装置の一覧表に記録
され、呼出さｎる。本説明でＬ及さ扛るすべての定数と
同様、Ｋは血液ポンプ駆動線及び同一般泪の駆動装置を
用いた模擬試験全行い、実際の空気体積、行程長、空気
圧プハ及び心拍率を注意深く測定することによって、尋
出さｎる。こ扛らの既知因子に対してＫは次式で定義さ
れる。

ここでＳＶＬ’＝（作動ピストン面積）×（行程長）で
ある。ＳＶもは＝一定で−はあるがＳＶＬ　’と心拍依
存性の関係をイ１することがわかっている。こｆＬによ
り、一覧表はＫをＰｃａｖ　、Ｐｏａｖ　、行程長及び
心拍率の関数として与えるように作成できる。

次に続＜１４５ないし１４８の段までにおいては三つの
異る定数ＫＬ１．ＫＬ２．ＫＬ３　全決定して圧力の関
数として弁枦失を、作動空気流量の関数として弁損失を
、寸だ圧力変化につ１１因するコンプライアンス損失（
ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ　１ｏｓＳｅｓ）　ｆ、補償する
。こｎらの損失は第１２図における機能ブロック（８２
）に関してｂｌ・細に説明した。段い４９）では血液収
縮体積（Ｂｉ９ＶＬ）がＳＶＬとＫＬｌとＫＬ２とＫＬ
３　ノ積に等シイと設定される。基本的νｒｕこｎらの
損失のうち初めの二つは、血液ポンプ（１１２）内Ｊｎ
１液のニュートン粘性を擬似するため、水−グリセリン
混合液を用いた模擬試験装置から４９出さ肚る。ＫＬｌ
は実際は定数であって、センサ（５６）から感知さ扛る
圧力の関数として、記憶装置内一覧表と心拍率とから導
出さ扛る。この一覧表に用いるデータは、一定の注入時
間と一定の行程体積のもとて毎分６０ないし１３０心拍
の間のいろいろの心拍率で模擬試験をして作成さｎる。

この表はそ扛故、個々の血液ポンプ（１１２）内で使用
さｆＬる弁（Ｈ６）の特定の型と弁使用位置とに対する
逆流を表わす補正因子を含む。大動脈圧力全表す血液ポ
ンプの試験的負荷も、９５順に設定される。

第二補正因子（ＫＬ２）も一覧表内のデータを示す。

作動空気流量がその一覧表への入力、ｏラメータである
。この作動空気流量はもちろん段（ｉ４４）において、
制御器プログラム段（１４６）で決定さ扛るＴｃａｖと
Ｔｏａｖとの間で起こる行程体積の帽訊ｌ゛行い、こｎ
を知ることり（より計鋳さ扛る。模擬試験実験では実際
の行程体積（血＊）が、一定平均大動脈圧力９５ｍｍＨ
ｇのもとて毎分２ないし５リツトルのｍｊのいろいろな
作動空気流量イ１１の場合の一定空気行程体積と比較さ
ｎ１又、完全充満時の値と比較さｎる。この一覧表の数
字はこ扛らの数値を生ずる場合の血液給排体積百分率を
表わす。

補正因子ＫＬ３は静的（ｓｔａｔｉｃ）である。こｎは
、同様に一覧表に記録さ牡ており、定数（ＫＬｉ及びＩ
Ｉ（Ｌ２）を導出するに使用したいろいろな模擬試験装
置から導出さ扛るコンプライアンス損失因子を表わす。

この模擬試験装置では流出弁（１１６）が密閉さｎ１流
入弁（１１５）は血液ポンプ（１１２）　ｋ加圧するた
めに水が使用された管で置換さｎる。餉定さ扛た圧力対
体積の関係は次に一覧表に入ｎらｎる。

定数（ＫＬＩ　、ＫＬ２．ＫＬ３）はすべて使用される
特定の血液ポンプ又は弁に斤：じて変化し、１駆動器の
設側が変ると変化する。

段（１５０）ではｔｔｔｌｌ呻器が記憶装置から当座の
心拍率における基準行程体積イｉ１．＋全回収し、この
値を変１ｊＩｃｓｖｂの値とする。段（１５１）では制
御器（６２）は計↑ｔさｆしたＢｓｖＪらがＣ１３ＶＴ
ｄ、ｉ；準より小さいか否かを決定する。、もしも答が
ノーであわば、こｎは十分な血液肘が発生さ扛ているこ
と全示し、制御器（６２）は段（１５２）Ｋて率増大作
動化フラッグ（ｅｎａｂｌｅ　ｒａｔｅｉｎｃｒｅａｓ
ｅ　ｆｌａｇ）’、（設定する。こｒしは第１２図に示
した作動化借上＜、ｑ２）に対応する。もしも血液行程
側、情が基準体積Ｃ３ＶＬＪ：、りも小さいと、そのと
きは「膨張百分率を増大せよ、左」フラッグが段（１５
６）で設定さｆして制御器（６２）は右血液ポンプ（１
１９）内窒気圧の解析に進む。

続く段（１５４ないし１６２）は第１２図の脈動体積ａ
１智機（８３）に対応する。段（１５４）から（１６２
）までｐｃ　オイテ制ｆａｉｔ器（６２）ｆ１段（１４
３）　ナイｔ、　（１５１）　Ｋ関して上述したと同じ
方法で進み、右血液ポンプいての基準体積よシも大きい
が小さいが全決定する。もしも段（１６２）で答が「大
きくない」であると決定さ扛ると、段（１６３）で率増
大作動化信号が発生さｎるが、こｎは前述したように第
１２図における信号（９２）［対応する。他方、もしも
白液行程体積が基準Ｃ３ＶＲに比して不十分であると、
段（１６４）にて「膨張百分率を増大せよ、右」フラッ
グが設定さｎる。

このようＫ　ＪＩｎ　＃！ｉ、行程体積が十分であるが
否がを決定した後、制御器は心拍率′ｆ：設定すること
に進むが、とｎは第１２図における機１指（７４）に対
応する。ポンプ（１１２）（１１９）ｉｄ反対に作動す
るので、一つのポンプの膨張を増大することは心拍率も
減少されない限９、他方のポンプの膨張を小さくする。

段（１６５）では制御器（６２）は左右の血液ポンプ（
Ｈ２）（１１９）の両方が膨張百分率の増大を必要とす
るが否か、即ち制御器が両血液ボンツ全血液で充満する
時間をさらｒ（与える必要があるが否かの決尾をする。

もしも答がノーであると率増大作動化フラツクが段（１
６５）で設定される。他方もしも両血散ホンプが膨張百
分率の増大を要求すわば、率減少フラッグが段（１６６
）で設定さ扛、率減少不能イヒフラツク頁ｄｉｓａｂｌ
ｅ　ｒａｔｅ　１ｎｃｒｅａｓｅ　ｆｌａｇ）が段（１
６７）で設定される。

もしも制御器（６２）か段（１６Ｂ）にて心拍率かすで
に最小の率に達したことを決定す扛ば、警報力Ｓ段（１
６９）で鳴らさオ′Ｌる。こｆＬは第１２図において周
波数監視機能（７４）により作動さ扛る警報（６！ｌ）
にズ；ｊ応する。もしもその最小率が到達さ［ていかけ
れば、平均大動脈圧力が段（１７０）にて太軸ｌｉ１代
弁の開閉間圧力差と大動脈弁閉幕時圧力値（Ｐｃａｓｅ
）と大動脈弁開閉量時間差とから、計算される。こ扛は
第１２図に関して上述した波形解析論理（７９）におい
て遂行さｆＬる演ＩＣ対肪す鼠。Ｐｃａｓθ＾１６図の
中段の圧力波形における最小餉時に起こる圧力であって
、大動脈弁の開閉間圧力差である。平」句大動脈圧力は
１？ｃａｓｅと血液ポンプ／・ウジングの特性である経
験的に決５Ｊｌさ扛た定数との積に、第二の経験的に決
定さ２’した定数を加えることによシ、計貸できる。

弁損失の決定におけるように、こｎらの定数は既知出口
後方圧力（ｏｕｔｌｅｔ　ｂａｃｋ　ｐｒｅｓｓｕｒｅ
）′ｆＪ：イＪ゛する模擬試験装置ｊＭ：　ｔ　Ｉｓ＜
用し、いろいろの心拍率（！ＩＪちいろいろのＴｃａｖ
−Ｔｏａｖ仙）におけるＰｏａｖ及びＰｃａｖを標本採
取することにより導出さノ′しる。とｔｌらの標本はＰ
ｃａＳｅの関数として作図さ扛て関係式金与える。ここ
でＡ及びＢは経炉１的に決定さ才１．る定数であって、
一覧表にｍｌ録さ扛る。

その代りとしてＰｃａｓｅが直ちに決定でき〃け２’Ｌ
ば、平均ＡＯＰ　ｆｆ　Ｐｏａｖとｐｃａｖ　全ハ」い
て近似さ才［イ４する。この平均ＡＯＰはこ扛ら二つの
空気圧力（ｌ＋′＋の間で、公式％　（Ｐｏａｖ−Ｐｃ
ａｖ）　＋　Ｐｃａｖにより３１語さ才′Ｌる。

例えば１２０　ｍｍＨｇと８０’ｍｍＨｇとの間では平
Ｊ句ＡＯＰとして９３．５　ｍ＋ｒｉＨｇが得られる。

もしも段（１７１）で制徊Ｉ器（６５）が、引す１．さ
才しプＣ，３１／均大動脈圧力が基準圧力Ｐａｏより低
いことを決定すると、こｔは第１２図の線図の機能ブロ
ック（８０）に７・Ｊ応し、制御ｌｉ器は次に段（１７
２）　［て率増大不仲化フランクが設＞ＩミさｆＬでい
るが全決定する。

もしもそのフラツグが設定さ第１ていｎは制御器は４′
を変更しないでよ・く（段１７６）。もしも率増大不能
化フラッグか設定さ扛ていないとこの率は段（１７４）
にて増大さノシるが、こｒしは第１２゛図における信号
（１２７）Ｋ対応する。

もしも段（１７１）ｌｉｒて平均大動脈圧力がＰａｏに
等しいと決定されると率は段（１７３）で不変更にされ
る。もしも段（１７１）における決定か、平均大動脈圧
力がＰａｏより太きいということであγしば、制御器（
６２）は段（１７５）にて最小値率が到改さ扛ているか
否か全決定し、もしも到達されていなけ扛ばその率は段
（１７６）　Ｋて減少さ【Ｌる。こｆＬは第１２図にお
ける信号（１２８）ｌ／Ｃ対応する。もしも最小値率が
到達さｎていると、率は段（１７３）で不変更にさｔ’
する。

平均大動脈圧力がＰａｏに比較された後、圧力波形全解
析することによって段（１７７）にて終りの収縮圧力ピ
ーク（ｅｎｄ　５ｙｓｔｏ’ｌｉｃ　ｐｒｅ’ｅｓｕｒ
ｅ　ｐｅａｋ）の位盗定めがなされる。こ扛は右及び左
圧力センサ（５３）（５４）の両方に対して行なわれる
が、こノ′Ｌは第１２図の機能ブロック（７７）、（７
８）［対応する。この圧力ピークは第１３図に示した波
形の、壱（９８）として示さｎ、　＆（１１１）が血液
ポンプチャンバの上方壁に抗して抑圧さ扛ているという
沖天を示す。

段（１７８）では制御器（６２）はこのピークが全行程
長の９０％のところで起ったか否かを決定する。

もしもこのピークがこの膚以前に起ったという決定かな
さ牡ると行程長は段（１７９）にて減少される。

もしもこの小でピークが起１き扛は行程長は段＜　１ａ
ｏ）で一定に保たれる。もしもピークがこの小の後に起
これば、行程長は段（１８１）にて増大さ扛る。こオｔ
らのｕ（１１作は第１２図の行程言１算器似能（１０４
）ＶＣ対応する。

制御器は次に段（１８２）でザイクル計数器全更新する
こと及び駆動器が何回試験さ扛るべきかを表わす予定の
整数Ｎにサイクル数が達したか否かを段（ｔ８３）で決
定することに進む。もしも答がイエスであると制御器は
次に補助駆動器かづ−でにオン（ＯＮ）状態にあるか否
か全段（１８４）で決定する。もしも答がノーであると
ｆｌｉｌ制御器（６２）は段（１ａ５）にて余分の駆動
器ｆ：試験するための「練習」サブルーチンを実行する
。段（１８３）の決定が否定的であ扛ば、あるいは段（
１８４）Ｋて背約であ扛ば、練習サブルーチンは素通シ
さ扛る。

段（１８５）の後に、ｆ１ｉ制御器は段（１８６）にて
ｌＡ−検査」を実行して警報状態の解析を行ない、最後
に段（１８７）にて「検査」サブルーチンを実行するこ
とにより正しい駆動動作が得らｇるか否かを検査する。

検査サブルーチンが段（１８７）で完了した後、制御器
は段（’１４２）に戻って上述の演鼾動作の７−ケンス
全紅：返り。

ここでり第１６図な・参照して第１５Ａ図において段（
１３９）で与えら社るポンプサブルーチンを説明する。

段（１８９）にふ・ける説明で述岱たようにポンプの１
４標は電動機（２υ）（２１）の速成を収縮速度及び膨
すに速度、；ＩｋＯ’に７．４１．１５　Ａ図における
段（１４２）にて言１＞′１される方向に祭えることで
ある。ピストン（１）又は（２）を一方向に運動させ）
際の％ＩｆＩ７１様の速度は、反対方向にピストンを運
動させる速度と同じではなくともよいことに注目された
い。この意味で血液ポンプ（１，１２１（１１９）は゛
通常、逆、位相になっている。このポンプサブルーチン
プログラムでは収縮及び膨張という語は、循環器系にお
ける血液を維持する主要な役割を果す左血液ポンプ（，
１１２）に対して使用される。

このサブルーチンの第一段（１９０）では電動機（２０
）又は（２１）の適当な回転方向が初期方向基準信号（
１０９）、符号化ディスクセンサ（２６）又は（２７）
並びに内方及び外方限界センサ（２８又は２９、′５０
又は３１）から得られる信号に基づいて第１２因に・関
して上述したようにマイクロコンピユークーにより決定
される。段＋１９１）では第１５１ｚ、Ｉの段＋１７３
）（１７４）又は（１７６）で計算された所望の行セ、
″率を維持するに必要な速度が第１１図に関して上述し
たように整流回路（５５ン又は（５６）が与えられる。

段（１９２Ｊでは制御器（６２）はセンナ（５３）から
のノＩＥ駆動圧力信−りとセンサ（５４）からの右駆動
圧力化けの標本採取、をし、これらの信号を圧力が標本
採取時の瞬時ピストン位置と共に随時アクセス記憶装置
に記録する。こｎは第１２図に関して上述した波形解析
論理機能（７９）に対応し、第１５Ａ図の段（１４３）
（１５４）に必要なデータである。

段（１９５）では＃１時アクセス記憶装鈑におけるポイ
ンタが増加さｆ１段（１９４）にて行程の終りが到達さ
ｎたか否かの決定かなされる。こ匙が起きたか否かは外
方限界センサ（６０）又は（３１）　’（ｒ監視するこ
と、あるいはピストンが移動した距離をセンサ（２６）
又は（２７）’を以って符号化ディスク（２２）又は（
２３）の回転数全計数することによシ、計算することの
いずれかによって決定さ扛る。もちろん行程の絶対限界
も、全行程が実行さ扛るべきであるとの命令があった場
合は、内方向行程限界センサ（２８）又は（２９）によ
って決定さｎる。

もしも設定さ扛た行程か達成さ扛ていないと、段（１９
０）にプログラムが戻りプログラムを繰返す。

もしも行程の終膚か到達さ扛ると、膨張期間の終りが到
達さ扛たか否かを制御器（６２）が決定する。

もしも到達さｎていなけ扛ば、方向震央フラッグが段（
１９６）で設定さ扛、段（１９０）にてプログラムが再
び始まる。他方、もしも膨張期間の終りが段（１９５）
で到達さ匙ていると随時アクセス記憶装置の索引（ｉｎ
ｄｅｘｉｎｇ）をしている表ポインタが段（１９７）で
再設定さｎ１段Ｃ１９Ｂ）Ｋて開始カウンタが計数下げ
さｔ１開始期間が終ったか否かが段（１９９）で決定さ
扛る。もしも答がイエスであると段（２００）で開始フ
ラッグがクリヤにさ扛、方向フラッグか段（１９６）で
変更され、再びプログラムが段＜　１９０）で始まる。

もしも段（１９９）で答がノーであると方向フラッグが
段（１９６）で変更さｎ１プログラムが再ひ段（１９０
）で始まる。

ここで第１７図全参照する。検査サブルーチンでは制御
器（６２）は段（２［１１）　Ｋて初めに外方限界セン
サ（６０）又は（３１）　’に走査して作動ピストンが
各脈動毎に外方向運動の最大限に到達したことを確かめ
る。そｎが行なわ扛たと仮定すると、次の段（２０２）
が、第１２図の機能（７７）につき述べたように、平均
左駆動圧力がＰｍａＸとｐｍｉｎの間にあるか否かを、
決定する。もちろんとｌｒＬは左圧力センサ（５３）の
出力を走査することによシ行なわ扛る。答がイエスであ
ると仮定すると制御器（６２）は段（２０３）に進み、
ここで制御器はＰｍａｘとＰｍ１ｎの間に平均駆動圧力
があるか否か全同様に決定する。こｎは第１２図の機能
（７８）に対応する。もしも答がイエスであ扛ば段（２
０４）にて計数器がクリヤにさ扛、サブルーチンが終る
。

もシモ段（２０１Ｘ２０２）又Ｕ　（２０５）　Ｋオけ
る前述の任意の試験の一つが否定的結果を出せば、コン
ピューターは段（２０５）にて１の増分を与えら扛、段
（２０６）にて制御器は計数器が５まで計数したが否か
を見る。もしも割数してなけｔば段（１３７）にて初期
値が再度与えらｎてポンプルーチンが再度作動化さする
というプログラム式リセット機能が行なわｎる。当然に
、検査サブルーチンが段（１４１）にて再び実行される
。しかしプログラム式リセットを行うに際して言−１数
器の言１数はクリヤにさｎない。

もしも段（２０６）で行なわｎた決定が、計数は５に等
しいということであｎば駆動器故障フラッグが段（２０
８）で設定され、補助駆動器がすでにオン状態にあるか
否かについて段Ｃ２０９）で決定かなされる。もしもオ
ン状態であれば段（２１０）　Ｋて緊急警報が鳴らさｎ
る。なぜならばこのことは主ピストン駆動のみならず補
助ピストン駆動も又旧しく作動していないことを意味す
るからである。もしも段（２０９）における答が否定で
あれば制御器（６２）は段（２１１）にて補助駆動器に
電力を与え、段（２１２）にて主駆動器の入力を断ち、
サブルーチンからプログラムが出る。

ここで第１８図を参照すると余分のピストン及び駆動器
が検査できる「練奢」サブルーチンが示さ扛ている。段
（２１３）では制御器はサイクル計数器（第１５Ｃ図）
をクリヤにし、次にバイパス弁（１３Ｄ　（第１４図）
を開く。段（２１５）では補助駆−、勤器が入力さ扛る
。

収縮時即ち圧縮時にはピストン（２）が第１４図で見て
可能な限り左に移動したこと内方眼界センサ（２９）が
決定するまで、血液ポンプ（１１２）が段（２１６）に
て作動さｎる。チャン−パ（４２）（４０）の圧力は次
に圧力センサ（５３’Ｘ５４’）から読取らｎる。もし
も内方センサ（２９）から出力が全（ｊｉｉ（いことが
段（２１７）で決定されると、プログラムは段（２２５
）へ進ム。

１２ｉ１ち、貴報フラッグが設定さする。もしも段（２
１７）で出力があ肚ば、’＋１ｉｌｌ　仙＋器は外方限
界センサ（６１）が段（２１Ｂ）にて出力を記録するま
で右血液ポンプ（１１９）　を収縮状態に置く。その時
点でチャンバ（４２）（４０）内の圧力はＩＩｊびセン
サ（５ろ’Ｘ５４’）によって標本採取さ扛る。もしも
外方限界が段（２１９）で達成さ扛ていないと、警報フ
ラッグが段（２２５）で設足さｎる。もしもその限界が
達成されるとチャンバ圧力が段（２２０）にて予定基準
チャンバ圧力に比軟さ扛る。杓びもしも故障が発見され
ると警訓６が段（２２５）で設定さ扛る。もしも故障が
発見さｇなけ扛ば泪截器の割数は段（２２１）にて１だ
け増大さ才１、制御器は割数が１０に達したか否かを段
（２２２）で見る。もしも嫂していないと段（２１６）
で始まるプログラムが反俊さ扛る。

一旦割数１０が達ＪＪｌｌ：さｆＬると段（２２３）で
補助駆動器の動力がルｒたわ、パイ・ミス弁（１３１）
が段（２２４）で閉じられ、コンピューターはそのプロ
グラムから出る。

ここで第１９Ａ図及び第１゛９Ｂ図を参照して八−検査
サブルーチンを説明する。最初の段（２２６）でＨ５υ
御器は基準圧力Ｐａｏと平均大動脈圧力との差が１０よ
シ太き吟ときは心拍率か最小の率（第１２図のＦｍ１ｎ
（７３＋））に等しいか否かを決定する。これは平均大
動脈圧力があるべき値より小さいこと、そして心拍率が
そ汎以上小さくできないことを示唆する。もしも段（，
２２６）における答がイエスであるとｉｔｉ制御器はこ
の状態に向かう決定的傾向がイするか否かを見る。これ
は予定の時間にわたり多数の標本採取ケ行い、こ扛らの
点の平均が注目中の状態に向っているかあるいは遠ざか
っているかを・観測することにより決定さ扛る。もしも
段（２２７）における答がイエスであると段（２２８）
で脅報光填フラッグが設定される。もしも答がノーであ
ると、このルーチンは段（２５１）に進む。

段（２２６）Ｋでもしも答がノーであったときは、最小
量がまだ達成さ扛ていないことを示唆１−るが、そのと
きは制御器（６２）は再び段（２２９）にて決定的傾向
があるか否かを決定する。もしも答がノーであるとルー
チンは段（２３１）へ進む。もしも答がイエスであると
平均大動脈圧力よりも低いが最小系は寸だ到達されてい
ないことを示唆し、このときは段（２３０）で警朝ソ充
填フラッグがクリヤにさｎる。

段（２３１）にて第二の率検査が行なわ扛る。この試験
では込“２準圧力Ｐａｏと平均大動脈圧力との差が１０
より大きいときは制仰ｌ器は心拍率が最大率（第１２図
のＦｍａｘ（７２））に等しいか否か発見る。

段（２３２）　［て答がイエスであり、決定的傾向が示
さｒＬると有効性不十分なるフラッグが段（２３３）で
設定さオー１る。これは生理学的理由からも、又例えば
弁（４７）又は（４８）の一方が適当に作動しないかあ
るいはピストンい）の密閉性に洩ｒしかあるとき等の」
μ合でも起こる。もしも答がノーであるとプログラムは
段（２３６）に進む。

もしも段（２３１）にて最大率がまだ到達さ扛ていない
ことが決定さｔｔｌその決定的傾向か段（２３４）にて
示さｆＬないと、プログラムは再び段（２３６）に進む
。もしも段（２３４）で決定的傾向が示さ扛ると、有効
性不十分フラッグが段（２５５）でりＩＪ　−ｉ’にさ
れ、プログラムは（２５６）に進む。

次の段のシーケンスは主！＠動器及び補助駆動器に対す
る供給電力が正しい作動状態にあることを確認するため
のものである。最初に補助電池の放電勾配が段（２３６
）で解析さ扛る。段（２５７）では駆動器が補助電池か
ら電力供給さ社ているか否かか問わｎる。もしも答がイ
エスであり一勾配が正しいことが段（２３８）で確かめ
ら九ると、プログラムは段（２３９）に進む。もしも勾
配が良好でないと段（２４０）にて音響警報が鳴ら４Ｊ
　ｒＬる。こｉｌ、は押ｄ・タンによる２分間以内の確
認ヲ吸求する。もしも確認が行なわｎないと第二の翻報
が鳴らさＩしてプログラムは段（２３９）へ進む。もし
も段Ｃ２５７）で駆動器が補助電池で電力供給さＩｔて
いると決定されると、プログラムはそｎＫも拘らず補助
電池の勾配が良好であるか否か全段（２４１）で決定す
る。もしも勾配が良好であ扛ば、段（２４３）が与えら
れる。

もしも良好でなけ扛ば段（２４２）でｊｌｌ（音の拾告
か作動さｎる。

段（２４１）又は（２４２）の後、プログラムは段（２
４３）にて主室、池の放電勾配を・解析すべく進む。も
しも段（２４４）にて勾配が良好であると決定さｒしる
と、ノロダラム／′ｉ直接に段（２３９）に進む。他方
、もしも勾配が良好でないと、段（２４５）で無音の誓
告が作動さ扛て主電力が切られ、補助電池が段（２４６
）で接続さ７Ｌる。

段（２３９）へ進むに際し、制御器は曽告充填フラッグ
が設定されているが否がを検査スる。（ｊ７）７ラツク
Ｕｉ１５ｃの段（１６９）にて設定さ扛ていることを想
起さ扛たい。もしも答がイエスであると９、（２４７）
にて音響警幸１φが１１陽らさ扛る。この警報は押ホタ
ンによる２分間以内の確認全蚤求し、２分以内に確認が
受信されなけｎばＷ報がｆ働らされる。

もしも警報フラッグが設定さｔてぃないと、段（２４８
）にて制御器は駆動器故障フラッグが設定さ：ｔしてい
るか否がを検査する。そのようなフラッグは第１７図の
段（２０８）にて設定さ７している。もしも答がイエス
であ７’Ｌは、制御器は段（２４７）に進み、警報を鳴
らす。もしも答がノーであると制御器は次に段（２４８
）　Ｋて補助故障フラッグが設定ざ才１ているか否が全
検車する。補助故障フラッグがηノ、１８図の段Ｃ２２
５）にて設定さｎる。もしも答がノーであるとプログラ
ムはＡ検４リーブルーチンを出る。

もしも答がイエスであるとＪｉｌ（音の賢哲（２５０）
が作動される。

上述した実施例では制側１機能は柔軟性’ｉ　？４？る
目的からマイクロコンピュータ−のソフトウェアで与え
ら扛ているが、こｎらと同一の機能は信頼性、低製造費
、及び小型性が重要である他の実施例では殊に、ハード
ウェア回路又は「固定的装置ｒ１１で遂行しイ４Ｉる。

こむに採用し使用した用語及び表現は説明の為であって
限定の為ではないこと、そしてそれらの用語と表現の使
用においては図示し説明した特徴若しくはその一部と等
価のものを胡除１−る届図はフ１（（いこと、又、本発
明の債、許請求のｉｌ＋１２四内でいろいろの設定変更
が可能であること、ケア触さγしたい。

【図面の簡単な説明】

第１図は先行技術の空気駆動ポンプの路線図であり、 第２図は、三重チャンバ血液ポンプの作動をさせるべく
本発明ＫＪ、る余分に組込まｎたピストンポンプの路線
図であり、 第６図、７Ａ４図、及び第５図は第２図に示した空気ポ
ンプと共に安全弁を三つの一部なる作動態様で示した路
線図であり、 第６図は単一チャンバ血液ポンプの作動をさせるだめの
本発明による空気ポンプの改良例であり、第７図、第８
図、及び第９図は本発明により余分に組込１２′シた、
設旧震央さｎたピストンポンプの１駆動原３３Ｊ　ｙ、
、制御弁が三つの異なる態様の位厭に設定さ才′とだ場
合につき図示する図であシ。 ２．１０図は本発明による空気ポンプの鉛直断面孕、部
分的に路線として、示す図であシ、第１１図は第１０図
に示した機械的ポンプのブロック線図であり、その制御
システムを併せて示す図であり、 第１２図は第１０図に示した空気ポンプ用の制御器の機
能を示すブロック線図であり、第１３図は第１２図に示
した制御器の作動の説明に使用する波形を表わす図であ
り、　□第１４図は本発明による修正型の空気ポンプの
路線的鉛直断面図である。 第１５Ａ図、第１５Ｂ図及び第１５Ｃ図は共に、第１１
図及び第１２図に示した空気ポンプ７１ｔ制御器の作動
の説明に使用する流ｆＬ図であり、第１６図は本空気ポ
ンプ制御器が正常時ｒ（従うポンプの定型的過程を示す
流汎図であや、第１７図は主駆動器の作動を検査するだ
めの制御器により利用さ扛る定型的過程であり、第１８
図は本血液ポンプ用補助駆動器金検査するため、制御器
により利用さ才′しる沖型的過イ￥であシ翫 第１９Ａ図と第１９Ｂ図は大動脈を基■として最小及び
最大の心拍率の検査部ひに本システムの主及び補助動力
供給源の検査に除して制御器により使用さ扛る定型的過
程の流汎図である。 ＦＩＧ、１３゜ 午介Ｓｔ軸各仇慕ω−ｃｓ！’４杓１・１岬をＦＩＧ、
１５Ｂ。 ＦＩＧ、１５Ｃ。 絖槽 ＦＩＬ）、ｌじ。 Ａ旅ｔ ＦＩＧ、＋９Ａ。 ＦＩＧ、１９Ｂ。 手続補正古 昭和５９４１　７月／／Ｉ−、１ 特許庁長官　殿 １　事ｆ′１の表示 昭和５９年特Ｒ′ｆ願第９００７４８ ２　発明の名称 単一／複数ヂ１Ｔンバ式血液ポンプ用のピストンボンプ
３　補正をづる者 事件との関係　特許出願人 名　称　フＡルシ：Ｌングスグげルシ１１ノ１〜・ヒラ
土ル・バイＡメｆ、ｆツィニイーシャ・テクニク・土−
・フｉｌつ４代理人 住　所　東ぷ１部子代田区永田町１−Ｊ　１２＋　１１
番２　Ｑ　、ｊｊｊ６　補正の対象

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）　チャンバ伺き空気式血液ポンプ（１１２，１１
   ９）　′ｆ：作動せしめるピストンポンプであって、両
   端にて密閉をれる中空シリンダ（５）と、該シリンダ内
   に滑動的に装置された一対のピストン（１、２）にして
   該ピストン及び該シリンダーの内壁が該ピストン間の第
   一チャンバ（４２）と。 該ピストンと該シリンダの端との間の第二及び第三チャ
   ンバ（４０，４０）と、を確定している、ピストン（１
   、２）と、 相互に独立かつ反対にピストンを駆動するための装置（
   ２［１，２１，６２，第１０図、第１１図、第１２図）
   と、 該血液ポンプ（１１２）の第一チャンバ（１１４）と該
   ピストンポンプの該第−１第二、若しくは第三チャンバ
   （４２）の一つとの間におかれた第一の空気連結装置（
   ４３）と、 を含むピスト／、１′？ンゾ。 （２、特許請求の範囲第（１）項しこ記載のピストンポ
   ンプにして、該血液ポンプの第二チャンバ（１１８）と
   ｔピストンポンプの該第−１第二、若しくは第三チャン
   バのうち他の一つとの間におかれた第二空気連結装置（
   ４１，４４）をきらに含んでいるピストンポンプ。 （３）　特許請求の範囲第（２）項に記載のビストンポ
   ンゾにして該ピストンポンプの該第二（４０）父は第三
   （４０）チャンバのいずれかに対する連結を選択的に阻
   止すべく該第二空気連結装置（４１）内に置かれた第一
   弁装置（５Ｌ５２）をさらに含んでいるピストンポンプ
   。 （４）特許請求の範囲第（９項又は第（ろ）項に記載の
   ビストンボ゛ンゾにして、該ピストン；「゛ンゾの該ブ
   ーヤンバ（ａｏ、４２）の少くとも一つを大気に対し選
   択的に通気せしめて該ピストンポンプの残シのチャンバ
   （４２，４０）を血液ポンプチャンバ（１１４゜１１８
   ）に連結せしめるための第二弁装置（４５，４６゜４７
   ．４８，１２０）’ｔ　、さらに含んでいるピストンポ
   ンプ。 （５）　特許請求の範囲第（３）項に記載のピストンポ
   ンプにおいて、該第二チャンバ　（４０，４０）に対す
   る連結を阻止する該第−弁（５１，５２）装置を閉じた
   ｔｔ、部分的に第二チャンバ（４０，４０）を確定する
   ピストン（１，２）静止保持装置（４９、５０）がさら
   に該ピストン駆動装置に含まれるようにされたピストン
   ポンプ。 （６）ｑ′、ｌｉ許請求の範囲第（５）項に記載のピス
   トンポンプにおいて、該ピストン駆９ノ装置（２０，２
   １，４９，５０）が正常時には該ピストンの第一のもの
   （１）のみを故障が無い限り駆動し、その故障の場合は
   他方ピストン（′２Ｊが駆動されて該第−ピストン（１
   ）が該ピストン駆動装置（５０）により静止保持される
   ようにされたピストンポンプ。 （ハ　特許請求の範囲第（１）項又は第（６）項に記載
   のピストン爪゛ンゾにおいて、該ピストン（１，２）の
   少くとも一方の各行程期間の間に血液ポンプ（１１２゜
   １１９）によって汲み入れた血液量を感知しかつ計算す
   ると共に該ピストンの駆ＤＪ速度（５８，５９，７４゜
   ８６、第１２図、第１５図）を制御するための装置（６
   ２，８２，８３，８４，８５，第１２図、第１５図）が
   さらに該ピストン駆動装置に含まれるようにきれたピス
   トンポンプ。 （８）％許請求の範囲第（力項に記載のピストンポンプ
   において、該血液ポンプの出口における平均大動脈圧力
   を感知しかつ計算すると共に該ピストン駆動装置の駆動
   速度を制御して該血液ポ゛ンゾ出口（１２３）における
   予定の平均大動脈圧力を維持するだめの装＠（６２，５
   ３，５４＋７９，８０，７４）が該駆動装置に含まれる
   ようにされたピストンポンプ。 （９）　特許請求の範囲第（８）項に記載のピストンポ
   ンプにおいて、該駆動装置が、該一方のピストンの各行
   程期間に汲み入れた血液量が予定値以下になっているか
   否かを感知しかつ計算しく８４゜８５）、さらにその後
   いかなるピストン駆動速度の増加率をも阻止する（９２
   ）ようにされた、ピストンポンプ。 （１０）特許請求の範囲第（１）項に記載のビストンボ
   、ンプにおいて、該駆動装置が該シリンダ内の瞬時空気
   圧力（５３、５４）を感知して該空気圧の関数として該
   ピストンの少くとも一方の行程長を調節する（１．０４
   ）ようＶＣされたピストンポンプ。 （Ｉｌｌ　慣許請求の範囲第（６）項に記載のピストン
   ポンプにおいて、該ピストンの第一のもののみが駆動さ
   れているときに発生される気体圧力を感知する装置（５
   ３，５４）と、予定基準値に対し該感知された圧力を比
   較して該基準圧力に等しい圧力を発生ずることを該駆動
   ピストンが失敗したか否かを決定する装置（６２，第１
   ７図）と、が該駆動装置に含１れるようにされたピスト
   ンポンプ。 （１２１喘ｒｌ’　請求の範囲第（１）項に記載のピス
   トンポンプにして、 計一つのピストン（１、２）の間のシリンダ中空部分を
   分割している壁（１２９）であって、該ピストン各々及
   びそれによって囲まれるチャンバが別個の空気駆動器を
   構成するように該第−チャンバ（４２）’を別個チャン
   バに分割する壁（１２９）と、該駆動器の一方又は他方
   （Ｉ−診血液ポンプの該第−チャンバ（１１４）に選択
   的に連結する弁組立体（１３３，１３４，１３’５）と
   、 該駆動器のピストン（２）の両側に対する空気の連結を
   与えるための、該駆動器の一方内に設けられたバイパス
   通路（１３０）と。 該バイパス通路内のバイパス弁（１３１）　、！＝、試
   験をするための人工的負荷を与えるための、諸バイパス
   通路内に設けた流量制限器（’１３２）と、をさらに含
   むビストンボ°ンプ。 （１３）　特許請求の範囲第（１）項に記載のピストン
   ；１？ンプにおいて該駆動装置（２０，２１，６２）が
   、異なる方向に行程を有する場合のピストン（１，２）
   を各々異った速度にて駆動しうるようにされたピストン
   ｄぞン・ヅシ瓢 （＋４１　患者体内のチャンバ付き空気血液ポンプ（１
   １２゜１１９）を作動させるピストンＡ七ンプであって
   、ピストンチャンバ（４０）を有するポ′ンプ容器（３
   ）と、 該容器内チャンバ中に滑動的に装架された−対のピスト
   ン（１，２）と、 相互に独立にピストンを選択的に駆動するための装置（
   ２［１，２１，６２，第１０図、第１１図、第１２図）
   と１ 、移血液ポンプ（１１２）のチャン”：（１１４）と該
   ピストンポンプの該ピストンチャンバ（４２）の一方と
   の間に設けられた空気連結（４３）と、該患者の循環器
   条件の関数として該ピストンの行程長及び往復率（周波
   数ンを制御、する該ピストン駆動装置用の制御器（６２
   ）であって、該血液ポンプの大動脈圧力及び藷ピストン
   の各行程で汲み入れられる血液量を感知しかつ計算する
   ための感知兼清算装置（７９，８２，８３）’を含んで
   いる制御器と、を含むピストンポンプ。 （１５１特許請求の範囲第財項に記載のピストンポンプ
   において、該感知装置（６２，５３，５４・７９・６７
   ・６８・６９）が該ピストンの位置、該ピストンチャン
   バー内空気圧、該空気圧の変化率、該ピストン位置に比
   較される該変化率の変化のタイミングを感知することに
   より、大動脈圧力と血液行程体積を計算するようにされ
   たビストンボ゛ンゾ。 （１６１％許請求の範囲第（１５１項に記載のピストン
   ボンプにおいて該ピストン駆動袋ｍ　（２０，２１，６
   ２）が正常時には故障でない限り該ピストンの一方のみ
   （１）を駆動し、故障の場合は他方のピストン（２）が
   駆動逼れて該第−ピストンン（１）は駆動きれぬように
   なっていると共に、いずれのピストンにせよ駆動されて
   いる方のピストンのチャンバに対して該血液ポンプを自
   動的に空気連結し、かつ作Ｍ１＋　Ｌ　ｆｚいピストン
   のチャンバを該血液ボ′ンフカら空気力学上孤立烙せる
   、弁装ｋ　（５１，５２）　’（ｒさらに含むようにさ
   れたピストンポンプ。 ［＋７ｉ　チャンバ付血畝ポンプを空気駆動する装置で
   あって、 定量の気体を、選択烙れた圧力のもとて該血液ポンプの
   少くとも一つのチャンバ（１１４，１１８）に対して、
   選択された第一の時間の１ｔａｌに給配する装置（第１
   １図）と、 各該空気給配後の選択された第二の時間の間、該チャン
   バを大気に通じさせる装置（４６，４５）と、給配烙れ
   た気体体ｆ／ｉ　：ｉ＋５：、給配時気体圧力、及び１
   影給配時気体圧力の変化率を感知する装置（５６゜５４
   ．８２，７０，８３，６７．６８）と、これらの該Ａｉ
   に知；１−１から該気体給配期間中の平均大動脈圧力と
   汲み入れた血液量とを計算する装置（７９，’８２，８
   ろ）と、 これら該割算値を既知基準値（８１，９ｓ、９６）と比
   較して両者の差ｆ６：泪算する装置（８０，８４，８５
   ）と、気体体積、気体圧力、及び該血液ポンプに対する
   該気体給配置１１の１ザイクル当りの給配率（脈動率）
   な、１Ｓｋ絹シーされた差の関数として変化感せる装！
   ＆　（７ｄ、８６．１０４）と、を含むチャンバ伺血液
   ｄセンブ駆動装置。