JPS60501941A - ポンプ調圧装置 - 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】 ポンプ調圧装置 この発明はポンプを調圧する装置及び調圧する方法に関する。

この発明は医学分野において、「左ベント」装置又は人工腎臓の、と）わけ特に 右側補助装置に通常連絡される左側補助装置のバイパス回路、この回路内の流れ が連続的あるいは又脈動的であっても、この回路の調圧に適用される。

左心室バイパスは重い心臓ショックの治療に有望なものとして極めて近い将来認 められても、現在の技術は１体外循環後”通称１ボス）Ｃ，Ｅ、Ｃ，に発生する 重い心筋層不全に続く心臓シ讐ツクの治療には一般に不十分である。

通常右側補助装置に結合される左側補助装置のみが、心筋層の回復に好都合なバ ランスを与える周囲組織への潅流を保証できる。

血液補給とエネルギー需要間のこの新しいバランスの有益な効果は動物実験で証 明された。

実際、上記補助装置が代用され、かつ心筋層への潅流特性を向上するのは左心室 の完全排出である。このようＫして得られたバランスは下記のものを提供するニ ー高水準の冠状潅流、 一心室の容積及び心内膜下圧力の減少、及び−心臓による外部に対して行なう仕 事がないことにょる酸素消費量の減少。

上記左側補助装置は心筋層の状態のために、カテコラミン及び大動脈内の逆拍動 装置を用いても７体外循環（Ｃ，Ｅ、Ｃ，）、７装置をとシ轄ずすことかできな い患者に使用するものとされている。

数日間の左側補助装置の使用で心筋層が回復している。

またこの数日間の補助装置使用によってこの種の患者の５０チが装置をと夛はず すことができた。

回路内の流れは連続流でもよいが、現段階の知識では、下記の理由から脈動流を 与えるのが重要と思はれる、その理由はニ ー下記の結果としてカテコラミンの放出の減少による、体外循環（Ｃ，Ｅ、Ｃ， ）のストレスに対する応答の減衰ニー全身的脈管の抵抗の減少とこれによる心臓 活動の減少、−副腎下垂体ホルモン放出の減少。

上記のような左側補助回路は、流れ、圧力及び体積の急変を監視しようとする左 心耳圧力、以下″’Ｐ、０．Ｇ、”と称する、を明らかに必要とするが、心臓シ ョック患者には耐えきれないようである。

さらに、発生する吸引効果によってもしも負圧になると、肺静脈の虚脱の危険が 生じ、又これによる空気塞栓症の危険もあろう。

自動調圧の利点は、これらの回路装置が数日間所定位置に置かれるのでそれだけ 大きい。

この全期間中、上記回路は圧力超過、管路破損、フィルタの目詰シ、空気塞栓等 あらゆる危険をさけるために監視しなければならない。

従って特に自動調圧装置と警報装置の保護手段なしに回路を使用することなどあ りえない。

均一な血液流動を保証し上記事故も避けるため、本発明の目的は、生体内の血液 流を調整する装置、選択された例では左心室バイパスを調整し、必要ならば同時 に右心室バイパス回路も駆動できる装置を得ることである。

この目的に対し、この発明は下記装置を含むことを特徴とするポンプ用調圧装置 を提供するニー以下、７　Ｐ、　Ｏ，０，７と称する器官内の実際の圧力を記録 する装置、 一基準圧力を記録する装置、 一一方でＰ、　０．　Ｇ、と基準圧力とを比較し、他方でこの比較誤差に比例す る信号を送信する装置、 −この誤差信号のしきい値を制御する複数のボート、−これらボートの少くとも １つを通る信号によって制御される警報装置。

この発明は又、ポンプを調圧する方法に関するものである。

この発明は非限定例として示される、左側補助回路の下記説明と添付図面からさ らによく理解されよう。

第１図は補助回路、 第２図は補助体外循環回路の作動中の流量と器官内の実際の圧力の曲線、 第３図は取シはずすための流量漸減中の流量と器官内の実際の圧力との曲線、 第４図は装置のブロック図、 第５図はこの装置の入力の詳細図、 第６図はこの装置の出力の詳細図、 第７図はこの装置のコンピュータの詳細図で、第８図は脈動化流量の場合のポン プ制御の変形を示す。

図面によシ説明すると、左側補助用の体外循環回路は、左心室２又は左心耳の先 端部のような器官に縫合され、この器官の排泄を保証するカニユーレ１を含んで いる。

このカニユーレは、例えばポリ塩化ビニル製の非金属連結部（図面省略）で、回 路３の入力端部に連結される。

この回路は“動脈管路二と呼ばれ、まず空気抜き４を通り、次いでヘパリン等の 薬剤投入口５を通り、気泡検出器６を経てからロータリローラ８が設けられたポ ンプ７に達し、このロータリローラの速度は両端子に印加される電位差によって 調節できる。

このポンプは、例えば体外循環回路に現在使用している型式のポンプを使用でき る。

上記動脈管路は、ポンプ７を出た後フィルタ９を通シ、このフィルタの上流と下 流には２個の取出口１０と１１が設けられ圧力測定が可能で、又このフィルタ自 体は交換可能である。

器官の入口内へ、例えば大動脈１５の高さで再注入するためのカニユーレ１４に 達する前に、回路３はへバリンを含まない装置とプロタミン等の投入口１２を通 シ、次いで今一つの空気抜き１３を通る。

右側補助Ｃ，Ｅ、　Ｃ，回路は、前記同様に、例えば大静脈等の器官の排出口に 縫合された、カニユーレ１６が、非金属連結部を経て、回路１７に連結され、ま づ空気抜き４ａを通）、ヘパリン等の薬剤投入口５ａの次にポンプ７ａ、次にフ ィルタ９ａに達し、このフィルタ９ａの上流に入力口１０ａ、下流に入力口１１ ａがありこれで圧力測定ができる。

回路１７はフィルタ９ａの次にプロタミン等の薬剤投入口１２ａと第２空気投き １３ａを通って肺カニユーレ１８に連結される。

左側回路の気泡検出器６には、気泡が検出された場合にポンプを停止させる装置 が接続される。

これがポンプ７の上流に配置されているので、ポンプの作動中でも回路内に気泡 が流入する危険は克服される。

上記のように、ポンプ７．７ａは流量がデフ１両端子に印加された電位差に関連 する型式である。この回路から得られる情報の関数として、この電位差を調整す るため、この回路は調圧装置２１を含む。

この調圧装置は、特に以下″″Ｐ、０．Ｇ、”と称する器官内の実際の圧力、及 び基準圧力又はプレプログラム圧力と称する所定圧力に関連して作動する。

従ってこの調圧装置は、基準圧力を記録する装置と実際の圧力を測定する装置２ ４を含む。

第２図について説明すると、上記補助装置の始動から２分力いし３分経過すると 、左側回路３の流量２２のみならず右側回路１７の流量２３も、最適流量に達す るため所定の変化率に従って増加する。

この期間中、器官内の実際の圧力２４（Ｐ、０．Ｇ、）　は、流量と対称的に減 少する。

プレプログラム圧力に達すると直ちにこの発明の装置は作動し、この装置はＰ、 　０．　Ｇ、と複数のボートを通るプレプログラム圧力とを比較する装置を含ん でいるためニーもしＰ、　０．　Ｇ、がある量だけ所定値以下に降下すれば、上 記装置はＰ、　０．　Ｇ、が基準圧力よシも低いままである限りＰ、　０．Ｇ、 を増加させるため流量を減じ、又−もしＰ、　Ｏ，Ｇ、が基準圧力以上に上昇す れば、この発明装置はプレプログラム圧力に相当する流量が得られるまで、Ｐ、 Ｏ，Ｇ、を同じ割合に低下させるため流量を増す。

複数の警報ボートは、Ｐ、　０．　Ｇ、信号が所定値（例えば５■Ｈｇ　）　よ シもある量だけ降下すれば、音響警報を出してポンプを停止させる。

作動を再開するため、このポンプは手動でリセリトンなければならず、上記補助 回路の始動に対してもこれと同じ状態におかれる。

心臓の右側が作動し、ポンプが停止して流量がゼロの状態で、左側心臓補助装置 を使用する場合はＰ、０．Ｇ、を上昇させねばならない。

左側心臓補助装置だけでもし最適心臓指数に達しない場合、又もし高い静脈圧を 持つ低い左側心耳圧力か、又は６０　ｗ　Ｈｇよシも低いかこれに等しい酸素動 脈圧が現われる場合には、相補的右側心臓補助装置の使用を考えねばならない。

調圧装置２１はさらに、基準圧力と異なる与えられたプレプログラム圧力に関連 してフィルタ９の下流の取出口１１における測定圧力を比較する装置、及び上記 フィルタの上流と下流の取出口１０と１１における圧力を比較する装置を含み、 これらの圧力差はフィルタの目詰り警報を発生させる。

ボ／ブ７の下流に配置された回路部分の湾曲部２５と組合わせて第１の装置はど んな超過圧力でも検出する。

もし固定のしきい値圧力を超えれば、上記第１の装置は音響警報と可視警報とを 制御して、ポンプを停止させた故障の型式を表示する。

もしこの圧力差が所定のプレプログラム値に達すると、上記第１の装置は音響警 報と可視警報とを発して故障の型式を表示する。変形例では上記第１の装置が聴 覚点検で気泡の半定量的測定をおこなう装置も含んでいる。

上記第１の装置はさらに、例えば毎時的１００ｍだけ補助装置の流量を漸減する ことによる、ライニングシステム（取シ外し装置）を含んで構成される。

取シ外しに際し、心筋層の状態を考ＭＥ入れるように取り外すために、基準圧力 はかなり高レベルにプレプログラムされ、 −このようにして得られた低流量で、プレプログラム圧力を超過しない限り流量 は漸減され、この漸減は取り外しが完了するまで続けられる。

一ブレプログラム圧力を超過すると、゛上記第１の装置は、一方で流量減少を直 ちに止めて以前の流量並びに可視警報と音響警報を発し、他方で一定期間例えば 次の時間の終りＫ、次の流量漸減を新たに企てる。

第１の装置には音響警報を止める「リセットキー」を設けることができ、故障が 続く限シ可視警報は点灯を継続する。もしこの故障が数回起これば、２つの解決 法が考えられる： 一つィニ７グシステムの作動を手動で停止して補助装置を継続させるか、 −又は他の基準圧力レベルを選択して流量漸減を再開させるかである。

所望レベル（第２図）で流す補助装置の維持は、他の手段でＰ、０．Ｇ、レベル を変えることにより明確に達成される。例えばニ ー血管拡張剤にトロプルシドナトリウム）によるチャージ後の調整によって、 一息者への１充填”（輸血）によるチャージ前の調整。

この型式の補助装置の初期Ｋ、出血する患者には中央静脈圧力（第２圧力）の減 圧を必要とする。この静脈圧力はその減圧を保証するため、にこの発明の装置に 入力されるものではないが、この圧力値はそれでも警報の決定のため前照される 。

右側補助装置の付加が必要な場合には、左側補助装置のポツプ７の場合と同様、 対応するポツプ７ａが前記と同じ装置２１によって調圧される。

この目的で、流量が生理学的に１チ又は２チ以内（左右連結した装置で１０チ以 内）で同一であるから、装置は広い比率で変化する電位差計等の簡単な装置を含 み、この装置は左側ポンプ７の端子と右側ポツプ７ａの端子に印加される電位差 を、例えば＋１０％から一１５飴まで調整することによシ左側流量に対する右側 流量を変化させる。

Ｃ，Ｅ、Ｃ，の開始には、これらの装置はゼロ差を保証するので、調整は個人個 人の心臓に対する適ＥＫ依存して行われた。

変型例では、この電位差従って流量を変える装置はＰ、０．Ｇ、によって駆動さ れる。

この調整は勿論、残留収縮性が調圧のみを行うのに十分外大きさであれば効果が ない。

上述のようＫ、ポンプ流量の調整は、例えば０から１５ボルトまで変えられるＤ Ｃ電圧によって行われる。

脈動流が必要の場合には、この装置にはこの電圧を過変調する装置が設けられる 。

勿論あらゆる場合、心電計の不断の監視下にある患者に対し、この装置は得られ た心電図が調整装置に都・合よく入力できる装置を設けることができ、又この装 置は一方では′″Ｒ，Ｒ９間隔−と称する電気的収縮期間隔信号を整形する装置 、及び他方では前のＲ，ｆＬ、間隔、ポツプの加速の期間、時期と強さについて 他の要素とは無関係に測定する２個の電位差計２６．２７を含む。

脈動化開始はＲ，Ｒ，時間の口ないし６０％の間に起こり、脈動化終了は４０な いし１００％の間に起こる。

使用するボ／ブパターンによって、振幅は２０ないし４０ｍ１の拡張期血液放出 をするように調整される。

使用及び同調を容易にするため、調圧装置２１は、、Ｚ８０と称する型式のマイ クロプロセッサの周辺に構成される。

調圧装置は三主要ブロック２８．２９及び５０即ち一人力信号を整形するブロッ ク２８、 −計算ブロック２９、 一出力信号を整形するブロック３０、で構成される。

入力信号を整形するブロック２８の入力部材６１　（第４図及び第５図）は、主 として装置２４によって測定されたＰ、Ｏ，Ｇ、＝ｉ大入力る装置６２、コーデ ィングホイール５３及び安全装置からの入力５４を含む。

Ｐ、０．Ｇ、を使用するため、ブロック２８はＰ、　Ｏ，Ｇ、　ｉ電圧に変換す る装置３２を必要とし、この装置３２は瞬間圧力だけでな（Ｐ、０．０の高低両 警報に相応する電圧も供給しなければならない。

上記コーディングホイール５３は、コンピュータ２９に対し達すべきＰ、　０． 　Ｇ、値（基準圧力）を入力して、その結果流量をその値に適応させる。

安全装置からの入力５４は、ポンプの停止を制御する形式と、いわゆる１正常” 警報を制御する形べとの２つの形式より構成される。

ポンプ停止を制御する３つの入力はニ ー一定制限値よりも低いＰ、０．Ｇ、信号に相応する入力５５、−フィルタ下、 流の圧力センサ信号の入力５６、このセンサは湾曲部回路と組合わされＣＥＣ回 路の高圧を検出する。

−ＣＥＣ回路に取付けた気泡検出器６からの信号入力５７、である。

正常警報を制御する入力は、圧力モジュールからの信号入力３８で、−足側限値 より大きいＰ、０．Ｇ、を示し、又回路のフィルタの前と後の入力１０と１１か ら得られる圧力４０と４１から計算された圧力差を示す信号３９の異なる入力部 材３１はさらに、下記の装置ニー警報で停止したときＣ，Ｅ、Ｃ，をリセットす るリセットノブ４２、 一調圧機能か、取シはすしのだめの流量漸減機能かを選択できる流量漸減・調整 インバータ４３、−音響警報停止用ノブ４４、 一警報灯消滅用ノブ４５、 −ボップ手動停止ノブ４６：これで操作者は所望時期にポンプを停止できる。

−ＲＲ間隔の０から６０％の間でポンプ加速時間を変え、又几、Ｒ１間隔の４０ から１９０壬の間でボ／ブ加速停止時間を変える２個の線形電位差計２６　、２ ７、を含む。

この装置への入力が脈動流である場合にはさらに下記の装置（図示省略）ニ ー脈動装置用１オ／／オフ“ノブ、 −脈動化容積を調整する電位差計、 −トリガ等の７リツプフロツプにより脈動振幅を調整す入力信号（第４図）を整 形する回路２８は下記装置ニーコンピュータ２９で処理されるように入力の大き さで形成されるアナログ信号を論理信号に変換する装置４ノ、及び −しきい値検出信号５２をレベリ／グする装置４８，４９゜５０及び５１、 を含む。

これらの信号が処理されると、処理信号は入力ポート５５．５４．５５及び５６ を経てコンピュータ２９へ入力され、この目的でマイクロプロセッサは制御回路 ５７を有している。

上記のように、左側と右側の両補助装置を使用する場合性、２つの回路の調圧装 置が、同−Ｐ−０，０，に対して設けられる。

右側補助回路から送られる異なった簀報信号本考慮され、これに対してこの装置 は、異なるボート即ち、正常警報制御用入力のボート５５及びボ／プ７，７ａの 停止を制御する入力用ボート５６に供給され、その対応する入力を含む。

右側回路から送られる異なった信号の処理は、左側回路からの信号に対するもの と同一であるので、ブロック図では省略する。

前記のとおシコ／ピーータ２９（第７図）は１２８０２マイクロプロセツサを主 要機器としている。このマイクロプロセッサは下記のものと接続される。即ちニ ープログラム用リード・オンリ・メモリ５８、−データ用ランダム・アクセス・ メモリ５９、−メモリアドレスと周辺アドレスのデコーディング用論理回路６０ 、及び 一クォーツ作動のクロック６１、 と接続される。

入力情報を処理した後、コンビーータ２９は特にポンプに指令信号を供給し、こ の信号はデジタル信号であるので予め電圧に変換しなければならない。

実際には、ボ／プ７，７ａは調圧用として、口ないし１５ボルトのＤＣ又は変調 電圧を使用する。

出力信号を整形することが回路３０（第４図及び第６図）の主要機能であシ、回 路３０はデジタル、アナログ変換装置６２とレベリノグ装置６３を含む。上記出 力回路３０はさらに発光ダイオード等警報表示装置６４ないし７０及び低周波発 擾器７３で付勢されるスピルカフ２等音響警報装置７１を含む。

入力情報については、すべてこの出力情報が出カポ−）７４，７５．７６を経て コンビーータ２９から供給され、制御回路７７がこの目的のためにマイクロプロ セッサ２９に設けられる。

左側補助回路を使用する場合、ホップ調圧装置は、左側補助回路のポンプ７に対 する信号で右側補助回路のポンプ７ａを制御する可変利得演算増幅器を含む。

従って、上記左側ポンプに対する右側ポンプの速度は、上記利得の手動調整で調 節できる。左側補助回路か又は右側補助回路に異常がある場合には、ボート７４ は２つのポンプの停止を指令し、又左側回路及び／又は右側回路の警報装置（図 示省略）はボー）７５．７６及びコンピュータ２９１Ｃよって制御される。

脈動流の場合には、アセンブリは 一波形整形回路７７、 一カウンタ７９をリセットする立下シ縁及びカウンタ８０に記憶させる立上シ縁 の両者を検出する回路７８、−デジタルアナライザ８２によって反転され、かつ 電位差に変換されるＲ、　Ｒ，時間を測定するアナログカラ／り８１、−ポンプ ７の加速時間又は減速時間を変調する２個の線形電位差計２６．２７、 −同じアナログカラ／り８１によシ制御される第２デジタルアナライザ、及び、 −これらの変調電流及び第２デジタルアナライザからの信号を受信する２個の演 算増幅器８３．８４を含む。

従って、Ｒ，Ｒ，、間隔について、加連立上シ時間と正常復帰時間が得られる。

信号は整形装置８５を通シ次いで脈動量をレベリングする電位差計８６を経て、 上記マイクロプロセッサからの信号とポツブ電圧と称する信号が共にミクサ８７ に送られる。

勿論フリップフロップ又は１トリガ等の他のパルス制御用装置を使用し、６０な いし１２０Ｈｚの周波数でこの回路を駆動できる。

調圧過程は次の３段階であるニ ー基準圧力と称する選択圧力から、基準圧力が左心耳のレベルに達するまで装置 が漸次ポンプ出力を増加し、又マイクロプロセッサが左心耳圧力に関するポンプ 流量比を計算してこの比例定数を調圧目的に使用する、−ポンプの流れは左心耳 圧力の読みと上記比例定数との積に比例し、又補助ポンプの流量は心臓のポンプ 機能の欠陥を正比例関係で補償するセンサによる左心耳圧力の読取値に比例し、 もし調圧中に基準圧力値が変化すると、この変化率を計算するためこの装置は感 圧器として作動し、 −もし心臓が原状に（ａｄ　ｉｎｔｅｇｒｕｍ　）回復すれば、ポンプ流量の毎 時間１００Ｗ１１の漸減により、循環量低下が自動的に起こシ、この流量は新し く与えられた左心昇圧ガ値が得られるまで段階的に継続し、たとえボ７ブの停止 　１点に達しなくても、この圧力に達すると音響警報が発せられ流量が再び以前 の値まで降下し、漸減テストが次の時間中に新しい左心耳圧力で再開される。

脈動装置の場合には、心電図ＱＲ８波の読出しと検出後の拡張期に流れはポンプ を加速することにより脈動化され、もし心臓が心室細動を起こすと、心電図の立 上り縁と立下り縁及び脈動の振幅及び期間を調整することによシ一定周波数の内 部トリガによりポンプを加速して流れが脈動化される。

外−牟 国際調査報告

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １．少くとも１個のポンプ、特に１左ベント”装置又は人工腎臓又は右方循環補 助装置に連結される左左循環補助装置等器官のバイパス補助装置に含まれるポン プを調圧する装置ｌ＠で、該バイパス補助装置が、その流れが連続流又は脈動流 にでき、心臓の左側の、心室先端（２）と大動脈（２）のような、補助しようと する器官の出口（２）と入口（２）の高さにそれぞれ置かれたカニー−レ（１） と（ロ）、これらカニユーレ（１，１４）が非金属連結部で連結される回路を含 み、該回路が、 ｍ一端子に印加された電位差を調整することによって出力が調整されるローラ８ 付ポンプ（７）、−フィルタの上流と下流に圧力を測定する手段（１ｏ、１１） を有するフィルタ（９）、 一左心耳内圧等ＭＰ、　Ｏ，Ｇ”と称する器官内圧力を測定する装置（財）、必 要に応じて 一上記ボンブ（７）の上流に配置される気泡検出器（６）、−上記ポンプ（７］ の出力を脈動させる少くとも１個の装置、及び 一上記回路の入力側と出力側に設けられた複数の空気抜き（４，１３）及び複数 のヘパリンとプロタミ／の投入口（５，１２）を順次通るように構成され、上記 調圧装置はニー実際の器官内圧力と基準圧力を記録する装置、−実際の器官内圧 力と基準圧力を比較し、この誤差に比例する信号を送る装置、 −この誤差に比例する信号のしきい値を制御する複数のボート、 一該複数ボートの少くとも１つを通る信号で制御される警報装置、 を含むことを特徴とするポンプ調圧装置。 Ｚ上記ポンプ（７）の下流で上記回路が、湾曲部（ハ）を形成し、警報装置と組 合わされ、基準圧力に対しフィルタ（９）の下流の出力口（ロ）内の測定圧力を 制御する装置を含むことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の装置。 ＆警報装置と組合わされ、フィルタ（９）の上流と下流の圧力（１ｏ、１１）を 比較する装置を含むことを特徴とする請求の範囲第１項又は第２項に記載の装置 。 ４、聴覚点検で気泡の検出と半定量的測定をする装置を含むことを特徴とする請 求の範囲第１項から第３項までのいづれかに記載の装置。 ５補助流量を漸減するライニングシステム及び以前ノ流量に戻す装置を含むこと を特徴とする請求の範囲第１項から第４項までのいづれかに記載の装置。 ＆左左回路と称する第１装置と組み合わせる装置で、該第１装置と同様に非金属 連結部で連結されたカニ一一レ（１６，１８）を有する右右回路と称する第２補 助装飲、ポンプ（７ａ）を通シ、次いでフィルタ上流と下流の人　。 力口（ｔＯａ）と（１１ａ）で圧力読取シができるフィルタ（９ａ）を通る回路 Ｑりを含み、右右回路と称する回路が左左回路と同じ装置（ハ）で制御され、こ の装置は左左回路のポンプの端子に印加された電位差を右右回路のポンプにより 要求される値にする少くとも１個の電位差計を含むことを特徴とする請求の範囲 第１項から第５項までのいづれかに記載の装置。 ｌ上記Ｐ、　Ｏ，Ｇ、の関数として電位差を変える装置を含むことを特徴とする 請求の範囲第６項に記載の装置。 ＆少くとも数個の異なる装置の一部が少くとも１個のマイクロプロセッサからな ることを特徴とする請求の範囲第１項から第７項までのいづれかに記載の装置。 ２−基準圧力と称する選択圧力から、基準圧力が左心耳のレベルに達するまで上 記装置が漸次ポンプ流量を増加し、又マイクロプロセッサがポンプ流量と左心耳 圧力との比を計算しこの比例定数を調整保証するのに使用し、−ポンプの流れは 左心耳圧力の読みと上記比例定数との積に比例し、又補助ポンプの流量は心臓の ポンプ機能の欠陥を正比例関係で補償するセンサによる左心耳圧力の読出値に比 例し、調整中に基準圧力値が変化する場合Ｋ、この変化率を計算するため、上記 装置が感圧器として作動し、 −もし心臓が原状べ（ａｄ　ｉｎｔｅｇｒｕｍ　）回復すれば、ポンプ流量の毎 時間１００１の漸減によシ、循環量低下が自動的に起こシ、この流量は新しく与 えられた左心耳圧力値が得られるまで段階的に継続し、たとえポンプの停止点に 達しなくても、この圧力に達すると音響警報が発せられ流量が以前の値まで降下 し、漸減テストが次の時間中に新しい左心耳圧力で再開されることを特徴とする 請求の範囲第１項から第８項までのいづれかに記載の装置を調圧する方法。 １［Ｌ脈動装置の場合には、心電図ＱＲ８波の読取しと検出後の拡張期に流れは ポンプを加速することによって脈動化され、もし心臓が心室細動を起こせば必要 に応じて心電図の立上シ緑と立下シ縁及び脈動の振幅及び期間を調整することに より一定周波数の内部トリガにょシボンブを加速して流れが脈動化されることを 特徴とする請求の範囲第９項に記載の調圧方法。