JP2004523260A

JP2004523260A - 高効率外部カウンターパルゼーション装置及びそれを制御する方法

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Publication number: JP2004523260A
Application number: JP2002545624A
Authority: JP
Inventors: ジョン・シー・ケー・フイ
Original assignee: Vasomedical Inc
Current assignee: Vasomedical Inc
Priority date: 2000-11-10
Filing date: 2001-11-09
Publication date: 2004-08-05
Also published as: WO2002055007A2; KR20030051744A; US20020107461A1; US20050131456A1; US6589267B1; US6962599B2; IL155544A0; EP1395222A2; US20020099409A1; US7314478B2; WO2002043645A3; TWI244914B; CN1535129A; AU2002241703A1; CA2427612A1; WO2002055007A3; TW523402B; WO2002043645A2

Abstract

本発明は、膨張及び収縮の精確でかつ信頼性の高いタイミング及び圧縮気体の低くされた温度を有する高効率の外部カウンターパルゼーション装置を提供する。ここで膨張装置の気体フロー温度は室温に近く、より迅速でかつより反応のよい膨張／収縮装置を有する。本発明の外部カウンターパルゼーション装置は、患者の下肢で受けるように適合された複数の膨張装置と、複数の膨張装置に連通する圧縮流体源と、圧縮流体源と膨張装置とを相互接続する流体配送アセンブリであって、膨張装置のそれぞれと圧縮流体源との間を相互接続された選択的に作動可能な膨張／収縮バルブを含み、流体配送アセンブリは圧縮流体源から膨張／収縮バルブへ圧縮空気を配送すると共に膨張装置の各々を連続して膨張しかつ引き続きもしくは同時に収縮するために膨張装置の各々を独立して作動する。

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本願は、２０００年１１月１０日に出願された係属出願シリアル番号０９／７１０，６９２号である。
本発明は外部カウンターパルゼーション装置及びそれを制御する方法であり、特に、効率及び有用性が改善された外部カウンターパルゼーション装置及びそれを制御する方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
外部（エクスターナル）カウンターパルゼーションは、患者における血液循環を補助し向上する非侵襲性、無外傷性の方法である。外部カウンターパルゼーションは、臀部を含む患者のふくらはぎ、大腿下部及び／又は大腿上部の周りに巻かれた圧縮カフのセットの膨張及び収縮タイミングを変調するためにそれら心臓に関連する心臓サイクル（例えば、心電図（ＥＣＧ）、血圧、血流）に関する患者の生理信号を用いる。カフは膨張して逆行性動脈血圧波を形成すると同時に末端からの静脈血戻りを押して拡張期（弛緩期）の始まり時に心臓に達するようにする。その結果、拡張期の中央大動脈圧力が増大し、静脈の戻りが増大する。カフの迅速で同時の収縮によって、収縮期の吸い戻し（アンローディング）を作り、心臓の負荷を低減する。終了時の結果、心臓が血流に対して最小抵抗で弛緩状態にあるときに、拡張期の冠状動脈に潅流圧力を増大し；カフ収縮中に“吸込効果”による収縮期圧力を低下し；静脈戻りの増大及び収縮期圧力の低下によって心臓の出力（アウトプット）が増大する。
【０００３】
通常の作動状態の下では、心臓が収縮期に収縮し、血液を押し出すとき、大動脈及び冠潅流圧力は増大する。心臓の負荷が収縮期の圧力に比例することに留意されたい。しかしながら、収縮中、冠動脈血流に対するインピーダンスも心筋層の収縮力によって顕著に増大し、それによって冠動脈血流を制限する。また、拡張期中、心筋層は弛緩状態にあり、冠動脈血流に対するインピーダンスは顕著に低下する。結果として、拡張期の収縮圧力は収縮期の圧力よりかなり低く、拡張期中の冠動脈血流は、全フローの約８０％となる。
【０００４】
外部カウンターパルゼーションの従来の目的は、収縮期の圧力を最小にし、拡張期の圧力を最大にすることである。このような目的が合体して、エネルギーの需要と供給との比が改善される。例えば、冠状動脈の病気の場合には、心臓へのエネルギーの供給は制限される。外部カウンターパルゼーションは、冠動脈血流及び心臓へのエネルギーの供給の増大によって患者の心臓機能の改善に有用と成り得る。
【０００５】
処置セッションの間、患者はテーブルに横たわっている。電子的に制御された膨張及び収縮バルブは、膨張（膨張可能）装置、典型的には調整可能カフの多数のペアに接続される。それは患者のふくらはぎ、下部大腿及び／又は上部大腿にきつくであるが心地よく巻かれる。カフの構成によって、相対的に低い気圧（２００−３５０ミリメートルＨｇ）で動脈及び静脈の脈管構造の大きな圧縮が可能となる。
【０００６】
耳たぶ脈（パルス）波、指の脈波もしくは側頭脈波をタイミング信号として用いて、動脈において外部圧力によって生成されたパルスが大動脈バルブがちょうど閉鎖するときに大動脈のルーツ（もと）に達することができるように、外部圧力の印加のための適当な時間を与える。動脈脈波を拡張期と収縮期とに分割する。しかしながら、耳たぶ脈（パルス）波、指の脈波もしくは側頭脈波は、大動脈のような大きな動脈からの真の脈波を反映しない。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明では、全膨張装置の適当な収縮時間を決定するのに考慮すべき２つのファクターがある：（１）最大収縮期吸い戻し、すなわち、収縮期圧力の最大低下を生成するために次の収縮期の前の外部圧力の開放（解除）、（２）最長可能拡張期増大、すなわち、外部からの付与圧力による拡張期圧力の増大を生成するために拡張期の全期間を十分に利用するのが可能な長さの間、膨張の維持。有効なカウンターパルゼーションの一の測定は、収縮期の圧力を最小にし、同時に、収縮期の波形のもとでの面積（領域）に対する拡張期の波形のもとでの面積の比を最大にする能力による。この認識に基づいて、最適収縮時間の決定に対する案内（ガイド）ルールを提供することができる。
【０００８】
さらに、種々の既存の外部カウンターパルゼーション装置は単に、不整脈に対する防護として患者の心電図信号を測定するに過ぎない。カウンターパルゼーションは拡張期に肢に圧力を付与し、それによって、拡張期の動脈圧力を増大し、それによってその圧力を収縮期の圧力より高くするので、人体の血流ダイナミクスと生理的パラメータが変わる。これらの変動の中には有用なものがある。
【０００９】
本発明による外部カウンターパルゼーション装置は通常、患者の下肢で受けるように適合された複数の膨張装置と、複数の膨張装置に連通する圧縮流体源と、圧縮流体源と膨張装置とを相互接続する流体配送アセンブリとを備える。流体配送アセンブリは、膨張装置のそれぞれと圧縮流体源との間を相互接続された選択的に作動可能な膨張／収縮バルブを含む。流体配送アセンブリは、圧縮流体源から膨張／収縮バルブへ圧縮空気を配送すると共に膨張／収縮バルブの各々を作動して、膨張装置の各々連続して膨張し収縮する。膨張装置の各々は、前記圧縮流体源に流体連通する入力と前記膨張装置の一つに流体連通する膨張／収縮ポートと大気に流体連通する収縮排気ポートとを有する。収縮排気ポートは、外部カウンターパルゼーション装置への電力の低下の際に圧縮流体を排出するように通常開放されている。
【００１０】
圧縮流体源は、コンプレッサと電源起動装置とを備えてもよい。装置の起動の際に、電源起動装置は、可変周波数で１１０／１２０ＶＡＣ５０Ｈｚから三相２２０ＶＡＣへ電力をコンプレッサに変換する。電源起動装置はまた、約３から５秒間にわたり予め選択された（所定の）最大電力レベルまで電力を増大する。
【００１１】
本発明による外部カウンターパルゼーション装置は、患者が治療（処置）中にその上で位置決め可能なところの処置テーブルを備える。この処置テーブルは主要部と該主要部に対して複数の角度位置に選択的に調整可能な関節部とを含む。処置テーブルはさらに該処置テーブルを複数の異なる上昇位置に選択的に上下するように駆動可能なモーター駆動上昇アセンブリを含む。処置テーブルはさらに、処置テーブルが複数の位置の間で選択的に動くことを可能にする複数のホイールを含む。
【００１２】
処置テーブルはさらに、処置テーブルに取り付けられかつそれと共に可動な膨張／収縮バルブを含む。膨張／収縮バルブは患者に取り付け可能な膨張装置を選択的に膨張し、収縮する。
【００１３】
【発明の実施の形態】
本発明の変形及び例示の実施形態を添付図面を参照して説明する。当業者であれば、本発明の原理を他の実施形態及び用途と共に適用できることを認識する。
【００１４】
図１は、コントローラ１０が気体コンプレッサ（圧送機）２０とソレノイドバルブ２４群を制御する本発明の外部カウンターパルゼーション装置の第１の実施形態のブロック図である。コンプレッサは、回転翼、ピストン、ダイアフラム、又は送風機のタイプであってもよい。一の適当なコンプレッサは、通常通りに譲渡されこの明細書に参考文献として組み込まれている米国特許第５，５５４，１０３号明細書に記載されたスクロール型コンプレッサであり、これは、間に非常に狭いギャップを有する２個のスクロールボール（たらい）から成り、ここで、一のスクロールボールは非常に高速（３，０００ｒｐｍ）で回転するように適合され、他のスクロールボールは静止したままである。スクロールボールを固く結ぶことによって空気を変形方向の中心方向へ圧縮し、圧縮空気はすべて中心シャフトから出ていく。作動中、コンプレッサ２０は、冷却手段２１を介して正の圧力（陽圧、加圧）溜めへ送付される圧縮空気のような圧縮気体を生成するように作動する。圧縮制限バルブ２３は、溜め２２の内部圧を一定に保つ溜め２２上に備えられる。本発明のこの態様について、ソレノイドバルブ２４群の開放及び閉鎖は、コントローラ１０で生成される膨張及び収縮駆動信号によって制御される。ソレノイド群２４は多くの二位置を含んでもよく、３方向（３方式、スリーウェイ）ソレノイドバルブは膨張装置２５の数に対応する。バルブが二位置の第１であるとき、それは膨張装置を膨張させる；第２の位置のあるときは、制御システムの制御の下で膨張装置を収縮させる。以下で開示する構成を含む他のバルブアセンブリを本発明で使用してもよい。各膨張装置２５はバルーン又はカフが囲繞する浮き袋を含んでもよく、また、一体型の構造であってもよい。膨張装置２５は足の下部の周りにきつく巻き付いたカフを含み、カフと体（ボディ）との間に配備されてもよい。圧縮空気が膨張装置２５に注入されるときは、カフはその材料の弾性及び伸展性によって膨張しかつ外に拡張する。米国特許第５，５５４，１０３号明細書に示され説明された適当なカフ及びバルーンはこの明細書に参考文献として組み込まれている。より多くの又は少ない膨張装置２５を使用してもよいが、ここでは３個を説明用に示している。例えば、もっと多くの装置を、フィットさ、さらにはカウンターパルゼーションの有効性を改善するために使用してもよい。
【００１５】
図２は、本発明による他の外部カウンターパルゼーション装置を示す。この態様では、コントローラ１０で生成された制御信号は、冷却手段２１で冷却後に、コンプレッサ２０に対して、加圧溜め２２へ気体を圧縮するように信号を送る。圧力制限バルブ２３は加圧溜め上に備えてその内部圧を一定に保つ。コンプレッサ２０の入口に接続された減圧溜め２６は減圧源である。制御システム１０は、検出の結果に対応して、膨張及び収縮制御信号を発することによって、ソレノイドバルブ２４群の開放及び閉鎖を制御する。ソレノイドバルブ２４群が第１の位置にあるとき、それらは膨張装置２５を膨張し、ソレノイドバルブ２４群が第２の位置にあるとき、それらは膨張装置２５を収縮する。膨張装置から放出される気体は、ソレノイドバルブ群２４を介して減圧溜め２６に放出され、コンプレッサ２０に戻る。気体の循環中は、コンプレッサ２０からの気体の排出量に影響を与えうる漏れがあるかもしれないので、減圧溜め２６における減圧を調整するために圧力制限バルブ２７を備える。減圧がある値を超えるとき、圧力制限バルブ２７を開放して所定量の気体を減圧溜め２６に注入する。
【００１６】
図３は、本発明による他の外部カウンターパルゼーション装置であって、コントローラ１０が制御信号を生成し、コンプレッサ２０は圧縮気体の２つの部分（圧縮気体の一の部分は加圧溜め２９へ送られ、他の部分は冷却手段２１及び絞りバルブ２８を介して加圧溜め２２へ送られる）を生成するように作動する。圧力制限バルブ２３は溜め２２内の圧力を調整するように作動可能である。符合３０は二位置５方向ソレノイドバルブ又は二位置３方向ソレノイドバルブを示し、符合３１は単方向絞りバルブを示し、符合３５は円筒型気体配送装置又はシリンダー、符合３７は仕切り、符合３６はピストンを示す。膨張駆動信号がコントローラ１０から発せされるとき、ソレノイドバルブ３０は２つの位置のうちの第１の方に開放し、気体流がソレノイドバルブ３０と絞りバルブ３１とを介して溜めからシリンダーの部分Ｉへ導入されて、ピストンがシリンダー３５の第１から第２端まで押される。スペース部ＩＩＩは、ピストン３６とシリンダー３５とから成り、常に溜め２２に連通する。膨張装置２５用の通気口はシリンダー３５に直列に配置され、膨張装置２５は、ピストン３６がシリンダー３５の第２の端へ移動する際に連続的に膨張する。収縮信号がコントローラ１０で発せられるとき、ソレノイドバルブ３０は第２の位置へ動き、溜め２９内の気体がソレノイドバルブ３０を介してシリンダ３５の部分ＩＩに入り、ピストン３６をシリンダ３５の第１の端まで押し戻す。そのとき、部分Ｉの気体は減圧溜め２６へ放出される。収縮の速度のために、ソレノイドバルブ３４も同時に開放され、膨張装置２５から放出された気体は両方の減圧溜め２６，３３に放出される。減圧溜め３３は、コンプレッサ３２の投入部によって減圧（負の圧力）に維持される。放出された気体も、コンプレッサ３２の排出部によって溜め２２へ送られる。
【００１７】
収縮フェイズの間、このような実施形態では、圧縮された膨張装置２５が単純に雰囲気（大気）へ排気（排出）されるならば、膨張装置の排気は完全でないかもしれないが、残留気体が膨張装置で囲繞された組織の塊を押圧し、心臓から送出された多量の血液を受けるために体内の必要とされている血管のスペースを減少する。これによって、収縮期の血圧を下げ、心臓の負荷を低減するカウンターパルゼーションの能力を低減し得る。減圧溜め２６，３３の付加は、膨張装置２５における加圧気体をより迅速に排気するように作用し、それによって、下部端において完全に圧力がないことを保証し、拡張期（弛緩期）中に予め圧縮されかつ空にされた血管系が吸引源として作用して心臓が血液を押し出し、収縮期血圧を下げるのを補助するのが可能となる。さらに、減圧溜め２６，３３はソレノイドバルブ３０，３４のスムーズな作動を保証し、雰囲気へ排気する圧縮気体の大量の漏れを防止する。この閉鎖気体系は、ソレノイドバルブの開放及び閉鎖によって生成されたノイズと空気がシステムから逃げていくのを低減する。しかしながら、減圧溜めは、本発明の変形、態様もしくは応用のそれぞれにおいて必ずしも必要というわけではないことに留意されたい。
【００１８】
さらに、外部カウンターパルゼーションの通常の作動中、通常は、膨張の間、圧縮された空気が膨張装置２５からいくらか漏れる。この漏れを補償するため、及び、５ｐｓｉから１５ｐｓｉの範囲の空気圧を生成するためのコンプレッサ２０に適度な空気の供給があることを保証するために、真空制限バルブ、真空ポンプ、コンプレッサ、それらの組合せ等の漏れ補償が必要である。漏れ補償手段の例は、負の約１００ｍｍＨｇに設定された減圧溜め２６に接続された真空制限バルブ２７である。減圧漏れが約１００ｍｍＨｇより小さいときは、真空制限バルブ２７は開放され、空気が溜め２６内に吸引され、それ以上の空気をコンプレッサ２０の入口に供給する。
【００１９】
本発明の一の変形は、図３で示したような気体円筒型配送システム３５を含む。これには、一方向にピストンを押圧して膨張装置２５の連続膨張を付与し、心臓から最も遠い膨張装置２５が第１に膨張するところのシリンジ型システムを含む。膨張装置の開口は、左右の足及び臀部に結合されたシリンダの両側上に配置される。膨張装置の数は片側に２から８個又はそれ以上であってもよいが、それより多くても少なくてもよい。これは、ピストン３６が図３で示したように左から右へ移動するので、心臓から最も遠い膨張装置２５をピストン３６に最も近いシリンダーの一部へ結合することによって実現される。この気体配送システムは、圧縮空気を用いてピストン３６をシリンダー３５に沿って前後に動かし、大きなパワーを要せずに静かな作動をする。ソレノイドバルブ３０は通常はシリンダー３５の部分ＩＩに対して開放したバルブであり、それによって、電源異常の場合に、部分ＩＩを加圧溜め２９に接続し、ピストン３６を図３の左へ移動し、膨張装置２５の全てを減圧溜め２６に露出し、それによって膨張装置２５を完全に気体を抜いて患者に外傷を与える可能性を低減する。
【００２０】
空気を圧縮すると、熱が生成される。外部カウンターパルゼーションにおいて、ほぼ２５立方フィートの空気は５〜１５ｐｓｉ圧に圧縮され、環境とコンプレッサの効率に依存して、７０〜９０℃の温度の気体を生成する。このような温度の圧縮空気を患者の皮膚に密接する膨張装置２５に送られるとき、それは皮膚をすりむきあるいは火傷させ、又は少なくとも患者に不快な感情を生じさせる。従って、本発明のいくつかの実施形態においては、圧縮空気を冷却するのが好適である。通常、本発明ではいかなる冷却手段も使用でき、その冷却手段には、例えば、圧縮手段を加圧溜めに接続する長いコイル片あるいは金属パイプを雰囲気に曝すこと、厚い気体が運ばれる金属パイプのコイルを介して空気を吹くこと、自動車のラジエータで使用されるように水冷却、冷却水を流すこと、エアコンディショナーを含む。
【００２１】
本発明による外部カウンターパルゼーション装置の流体配送（分散）アセンブリ概略部分構成図を示した図４Ａ及び図４Ｂにおいて、冷却手段に接続された気体パイプ３９を示す他の冷却の例を示す。パイプ３９は、図４Ａに示したように、ファン３８及び／又は断熱材料４０と関連し、冷却手段２１は半導体タイプの断熱材料４０を含む。図４Ｂでは、冷却手段は蒸発装置、例えば、流体冷却管（チュービング）である。代替として、冷却手段２１は図２で示したようなファンであってもよい。他の適切な冷却機構を使用することもできる。
【００２２】
図５から、本発明の外部カウンターパルゼーション装置の他の実施形態を図示する。外部カウンターパルゼーション装置２０１は３個のコンポーネントアセンブリ、すなわち、制御コンソールアセンブリ２０２、処置（治療）テーブルアセンブリ２０４及び膨張／収縮アセンブリ２０６を含む。制御コンソールアセンブリ２０２は一の位置から他の位置への移動のためにホイール２１４上に載置し、同様に、処置テーブルアセンブリ２０４は一の位置から他の位置への移動のためにホイール２１６上に載置する。ここで用いられている“ホイール”の語は、キャスター、ローラ、トラック型のベルト、又は、コンポーネントを一の位置から他の位置へ“ホイール”するのを可能とするように構成されかつそれによって所望の位置を維持するようにロック（固定）される他のロック可能及びロック不可ホイール型装置を含む。制御コンソールアセンブリ２０２は通常、コンピュータモニターあるいはタッチスクリーン２２０、キャビネットあるいはハウジング２２２のようなユーザーインターフェースを用いる。ここでは、以下に記載の種々のコンポーネントが配置され、収容される。
【００２３】
処置テーブルアセンブリ２０４は通常、連接部２２６及び水平部２２８上に上面２０５を含み、前記連接部２２６は、水平部２２８に対して複数の角張った部分の調整（手動又は電力駆動のいずれかで）のために、蝶番（ヒンジ）式又はピボット式で水平部２２８に相互接続されている。この点では、水平部２２８に対して連接部２２６の角張った部分が水平の上に３０°までの角度２３０に制限されているのが好適であることは留意されたい。モータ駆動持ち上げ（上昇）装置２２４と処置テーブルアセンブリ２０４の連接部２２６とによって、処置を受ける患者を、所望の処置高さまで持ち上げて、上面２０５上で容易に位置決めあるいは位置づけすることができ、水平主要部２２８に対する連接部２２６を調整することによって快適にすることができる。この点では、モータ駆動持ち上げアセンブリ２２４は、処置テーブルアセンブリ２０４が載置されている床又は他の面から２４インチから３６インチの間の高さの処理テーブルの水平主要部２２８の最上面あるいは上面の持ち上げを制限する制限スイッチあるいは他の制限装置（図示せず）を含むのが好ましいことは留意されたい。
【００２４】
図６及び図７は、通常、制御コンソール２０２、処置テーブル２０４、及び膨張／収縮アセンブリ２０６を含む外部カウンターパルゼーション装置２０１用の圧縮気体流の配置を概略的に図示するものである。制御コンソール２０２は、取り入れ口／フィルタアセンブリ２３２、（図６及び図７に対比して示すように）コンプレッサ２３４の前もしくは後に配置することができるマフラー２３３、タンク２３６、圧力センサ２３８、圧力解除バルブ２４０、及び圧力レギュレータ２４２を含むのが好ましい。圧力センサ２３８は圧力トランスデューサであるのが好ましいが、いかなる圧力もしくは温度感知装置であってもよい。図７に示すように、温度センサ２３９を含んでもよい。
【００２５】
ホース接続アセンブリ２４４は、上述のコンポーネントを、処置テーブルアセンブリ２０４上に載置されもしくは関連したコンポーネントに迅速に接続するためもしくは接続を断つために用いる。このような処置テーブルアセンブリコンポーネントは、図７に示したようなバブルマニホルド２４６と、それぞれが各圧力トランスデューサ／センサ２５４、２５６及び２５８に関連する多くの膨張／収縮バルブ２４８、２５０及び２５２とを含む。膨張／収縮バルブ２４８、２５０及び２５２を膨張／収縮アセンブリ２０６のそれぞれに関連する膨張装置２０８、２１０及び２１２に迅速にかつ容易に接続しかつ接続を切るために、接続／接続切りアセンブリ２６０を備える。
【００２６】
図８は、外部カウンターパルゼーション装置２０１の種々のコンポーネントの電気／ロジック／制御相互接続のブロック図を示すものである。制御コンソールアセンブリ２０２は、キーボードやタッチスクリーン等の入力装置と共にＣＰＵとユーザーインターフェースモニター２２０とを含むコンピュータアセンブリ２１９へ電力を供給する電源であり、かつ、電源スイッチパネル２１３と変圧器２１５と電源変換装置及びランプアップ（起動、立ち上げ）アセンブリを含む電源モジュール２６６とを経由してコンプレッサ２３４へ電力を供給する電源２６４を含む。電源モジュール２６６は、可変周波数で１１０／１２０ＶＡＣ５０／６０ヘルツから三相２２０ＶＡＣへ電力をコンプレッサに変換し、電力を好適には約３秒から約５秒の間にわたって予め選択された全電力レベルまで上昇する。患者に対する外部カウンターパルゼーション処置の開始時には、３組の膨張／収縮バルブ２４８，２５０，２５２に電力を供給し、ベースライン要件（要求）の電気エネルギーをコンピュータ２１９、ユーザーインターフェースモニター２２０及び外部カウンターパルゼーション装置２０１に関連した他のエレクトロニクスに供給するために、電力が必要となる。これによって、３０アンペアまであるいはそれを越える電力急上昇が生じ得る。この電力要件は通常の家庭用電源システムに対しては高すぎる。従って、電源モジュール２６６は、上述の好適な約３秒から約５秒の間にわたって電源をコンプレッサ２３４までゆっくりと上昇するために可変周波数駆動トランジスタインバータ（例えば、三菱モデルＦＲ−Ｅ５２０−１．５Ｋ）を含む。電源モジュール２６６は１１０／１２０ＶＡＣ５０／６０ヘルツライン入力を変換し、それを三相２２０ＶＡＣでゼロヘルツから始めてプリセット周波数（例えば、７２ヘルツ）までの可変周波数を有するものに変換する。コンプレッサ２３４の作動は入力ライン周波数には独立であり、コンプレッサ２３４を始動するのに急激な電力上昇は要求されない。
【００２７】
ユーザーフレンドリーのために、システム２０１の種々の関連機能が容易でかつ論理的な作動のためにグループ化されている。全ての患者に関連する入力（患者ＥＣＧ、指プレチスモグラフィー、患者コールボタン等）は一の位置に、すなわち、処置テーブルアセンブリ２０４に関連した患者入力パネル２０９上に配置される。プリンター出力、患者信号・出力、サービス信号・出力等の出力は、一の位置に、好適には制御コンソールアセンブリ２０１上に出力モジュール２１１の一部としてもグループ化される。装置２０１のパフォーマンスの調整目的の作動入力はユーザーインターフェースモニター２２０のタッチスクリーンディスプレイ上に全てあり、膨張／収縮タイミングと、付与される圧力の大きさと、患者ＥＣＧの表示や膨張／収縮タイミングのグラフィック表示や適当なタイミング調整用のプレチスモグラム（容積脈波）（耳たぶ、指、側頭部等）及び他の作動ファクターを含む以下に記載する他の重要なデータとを含む。キーボード２１７を備えてもよい。全入力及び出力は信号モジュール２１９を介して通信されるのが好適である。
【００２８】
上述の制御及び特徴は全て、膨張装置２０８が装備された最も末端の領域で始まり、膨張装置２１０が配置された中間領域がその後に続く、さらに患者の足あるいは臀部領域の上端で膨張装置２１２による加圧で終了するという患者の肢の連続的加圧のために構成されかつ計算される。このシーケンスは図９Ａ及び図９Ｂにおいて模式的に示しており、図９Ｂに示したように、全圧力を膨張装置２０８、２１０及び２１２に排気するのはＥＣＧサイクルの終了時近傍で生じる。この関係は図１０においても、ＥＣＧ信号２７７、バルブ開放信号２８３及び膨張カフ装置圧力波形２８５を並列にして模式的に示している。図１１Ａ及び図１１Ｂに図示したように、膨張時間は最小値と最大値の間でオペレータによって前進させ、又は、遅延させることができる。
【００２９】
図１２から図１８までは、典型的には膨張／収縮バルブ２５０，２５２用としてみなされるものである膨張／収縮バルブ２４８を例示するものである。膨張／収縮バルブ２４８（２５０及び２５２）は、液圧式に、あるいは、好適には回転可能ローター２９０を制御するためのボディー部２８８の反対端の各オペレータ２８９によって駆動することができる回転駆動可能バタフライ型バルブであるのが好ましい。圧縮気体を開放及び閉鎖するバタフライ型バルブ要素２９２，２９４又は圧縮空気入力（インプット）２９５と、それぞれのもしくは関連する膨張カフ装置２０８、２１０もしくは２１２に接続された膨張／収縮ポート２９６とが、ロータ２９０に取り付けられており、バタフライ型バルブ要素２９４は、膨張／収縮ポート２９６と収縮排気ポート２９７との間の流体連通を開放しかつ閉鎖するために回転可能に駆動できる。速動オペレータ２９０は、適度な膨張及び収縮タイミングと膨張装置２０８、２１０、２１２の連続作動とを付与するために、本明細書に記載した制御システムを介して、それぞれ駆動し、制御される。バタフライ型バルブ要素２９２、２９４及びそれに関連するロータ２９０は、開放位置と閉鎖位置との間を約６０°の最大回転角を介して回転可能であることが好ましい。より大きなあるいはより小さな回転角も本発明の範囲内である。
【００３０】
入力ポート２９５と膨張／収縮ポート２９６との間を開放するバタフライ型バルブのそれぞれを介して膨張経路は、膨張／収縮ポート２９６と収縮排気ポート２９７との間の収縮経路よりも制限されており、この制限は、膨張側よりも収縮側において約２０〜３０％大きく、それによって、膨張ポート２９６と収縮排気ポート２９７との間の圧力傾斜と比較したとき、膨張は、入力ポート２９５と膨張／収縮ポート２９６との間の圧縮気体の圧力傾斜が高いために、膨張率と同じ率で膨張装置２０８、２１０、２１２の収縮が可能となる。
【００３１】
バタフライ型バルブ要素２９２、２９４はそれに関連したロータ２９０と共に、１５ボルトＤＣ連続パワー、又は、２７ボルトＤＣ、５０ミリ秒パルスで、１５ボルト保持電圧に戻るものを用いて、ロータリーソレノイドによって駆動する。この低めの電力消費は、全体の電気パワー（電力）の要求を低減するためだけでなく、熱出力を低減するために重要である。
【００３２】
安全性及び他の速動目的のために、収縮バタフライ型バルブ要素２９４は通常開放であり（電源オフ状態のような場合に）、膨張バタフライ型バルブ要素２９２は通常閉鎖している。パワーの損失の場合には、膨張バタフライ型バルブ要素２９２は閉鎖され、収縮バタフライ型バルブ要素２９４が開放されて、膨張カフ装置からの空気は雰囲気圧力まで収縮し排気することが可能となる。
【００３３】
バタフライ型バルブ要素２９２、２９４のそれぞれは、約５０ミリ秒から３００ミリ秒までの間開放することができ、好適には、１００ミリ秒から２００ミリ秒までの間開放することができ、上述の溜めからの圧縮空気は拡張期（弛緩期）の開始中は膨張装置に入ることができる。上述のように、膨張バルブのタイミング及び開放回数は患者の心拍数に正確に一致させるように可変であるが、約１００ミリ秒間より短くないことが好ましい。拡張期の終了時には、収縮バタフライ型バルブ要素２９４は、約５０ミリ秒から３００ミリ秒までの間開放し（電力がなくても）、好適には、約１２０ミリ秒から２２０ミリ秒までの間開放する。心拍数によって可変な収縮バタフライ型バルブ要素２９４の開放の間を作ることが望ましいが、開放時間は通常の操作の間は約１２０ミリ秒より短くない。上述のように、スリーウェイバルブを用いることが可能であることは留意されたい。しかしながら、このようなスリーウェイバルブは膨張ポートから収縮ポート又はその逆のスイッチング（切換え）時に使用した場合にクロスオーバー漏れを防止することが重要である。
【００３４】
図１９及び図２０に図示したように、典型的な圧力レギュレータアセンブリ２４２は比例制御圧力開放バルブであり、好適には、上述のタンク２３６については、約１〜約１０ｐｓｉの調整範囲を有するのが好適である。外部カウンターパルゼーション装置２０１の起動時には、圧力レギュレーションチャンバ５０２は大気に通気する。一旦、コンプレッサが作動を始め、タンク２３６を圧縮し始めると、圧力レギュレータアセンブリ２４２の制御もしくはロードバルブ（重弁）５０４は排気ポート５０６に開放したまま、最小のタンク圧力形成を行う。圧力制御チャンバへの流体流はロードバルブ５０４によって制御する。ロードバルブ５０４を作動すると、圧縮流体は、圧力レギュレーションチャンバ５０２を圧力制御チャンバ５１０に接続する経路５０８を介して流れる。図２３に示したように、圧力制御チャンバ５１０及び圧力レギュレーションチャンバ５０２は一対のダイヤフラム５１８によって分離される。圧力レギュレーションチャンバ５０２における圧力が圧力制御チャンバ５１０における圧力により低い限り、圧力排気ポート５０６を介した流体漏れはない。オペレータ選択圧力に達し、ロードバルブ５０４は閉鎖されると、圧力は溜めにおいて増大を続け、圧力レギュレーションチャンバ５０２はバネ５１４によって溜め制御ピストン５１２を押圧し、排気ポート５０６を開放して増大した圧力を大気へ漏らす。圧力がオペレータ選択圧力すなわち圧力制御チャンバ５１０内の圧力まで下がると、溜め制御ピストン５１２はシリンダー５１６へ戻り、圧力排気ポート５０６を閉鎖する。オペレータが選択圧力を下げたいときは、ブリードバルブ（放風弁）５１８が開放し、圧力制御チャンバ５１０から流体を漏らし、その圧力を低下し、溜め制御ピストン５１２はバネ５１４に抗して再度動き、圧力レギュレーションチャンバ５０２を排気ポート５０６を介して大気へ曝し、それによって、圧力レギュレーションチャンバ５０２内の圧力を下げる。ブリードバルブ５１８はポート５１２を介して大気へ開放する。図２４は同様な実施形態であって、単一ダイヤフラム５２０が制御チャンバ５１０と圧力レギュレーションチャンバ５０２とを分離する点において異なる実施形態を図示している。
【００３５】
回転ソレノイド膨張／収縮バルブが開放するとき、タンク２３６の圧力は突然下がる。この突然の降下は、直ちに下へ動いてサーボ通気バルブを閉鎖するドーム状ダイヤフラムによって感知される。直ちに、圧力レギュレーションチャンバ５０２の圧力が形成され、それによってロードバルブ５０４が閉鎖されて、それによって、コンプレッサ２３４は所望のプリセットレベル以下の突然のタンク圧力降下を穴埋めすることができる。後続の膨張カフ装置の作動がタンク圧力の降下を引き起こす場合、ロードバルブ５０４は閉鎖されたままで、それによってタンク圧力は最小可能時間で所望のプリセット圧力レベルまで回復できる。膨張カフ装置２０８、２１０、２１２が排気されたとき、タンク圧力は、コンプレッサが圧縮気体を継続してタンクに供給することによって迅速に回復する。所望のタンク圧力設定点に達すると、増加するタンク圧力を感知するドーム状ダイヤフラムは上に動いて、圧力排気ポートを開放し、圧力レギュレーションチャンバ圧力を所望のプリセットレベルでタンク圧力を維持する位置でロードバルブを開放に保持し、コンプレッサフローをマフラー及び排気システムに排気する値まで低下させる。
【００３６】
ドーム状制御ソレノイドはそれぞれ２４ボルトＤＣ０．６ワットで作動するのが好ましい。オリフィスは直径０．０３１インチであるのが好ましく、ロードバルブ及びブリードバルブはツーウェイの二位置ソレノイドであり、ブリードバルブは好適にはスリーウェイの二位置ソレノイドである。ロードバルブは、２４ボルトＤＣを用いて、ツーウェイで通常閉鎖されたソレノイドであり、ドーム圧力を増加させるのが好ましい。ブリードバルブは、２４ボルトＤＣを用いて、ツーウェイで通常閉鎖されたソレノイドであり、ドーム圧力を低下させるのが好ましい。電源異常によって通気ポートを開放され、ドーム圧力を通気し、それに対応してタンク圧力を通気する。
【００３７】
使用時は、オペレータは、図２２で図示されているように、デジタルもしくはアナログ手段を用いて患者に付与される外部カウンターパルゼーション処置圧力の大きさを調整することができる。出力はデジタル電圧信号あるいは選択された圧力に比例する電圧である。オペレータが患者の処置を始めるときは、圧縮流体源、すなわち、コンプレッサ２３４を駆動し、コンピュータ２１９で制御されるソレノイドバルブもしくはサーボもしくは定比（プロポーション）バルブのようなバルブを介して圧縮流体を送る。コンピュータ２１９は、溜め内の圧力変換器（アナログ形式で、アナログ−デジタル変換器を用いてデジタルに変換される）からの出力とオペレータ選択処置圧力とを比較し、バルブを制御して圧縮流体を溜めへ向けて溜め内の圧力をオペレータ選択処置圧力まで増大し又は圧縮流体を大気へ排気する。膨張バルブが開放するとき、溜め内の圧力が低下し、コンピュータ２１９は大気へのバルブを閉めて、圧縮流体を溜めに向けてその圧力をオペレータ選択レベルにもしくはその近傍に維持する。コンピュータ２１９は、制動（ダンピング）手段を備え、それによって、溜め内の圧力は高圧もしくは低圧へ大きく揺れることなく、１０−２０ｍｍＨｇのオペレータ選択レベルもしくは設定点内に維持される。
【００３８】
図２３は、本発明の外部カウンターパルゼーション装置で処置を受ける患者の処置のモニターし記録するコンピュータシステム３１８を示す。前述のように、コンピュータシステム３１８を用いて外部カウンターパルゼーション装置の作動を制御する。コンピュータシステム２１９は、患者の処置に関連した情報をモニターし記録するように作動することもできる。
【００３９】
さらに詳細には、コンピュータシステム３１８は、一又は二以上の患者についての人口統計学的情報を格納するための患者データベース３２０；一又は二以上の患者についての処置情報を格納するための患者処置データベース３２４；患者処置のサイトに関する情報を格納するサイトデータベース３２４；コンピュータ２１９を含む。例示の目的のために、コンピュータ２１９は、タッチスクリーンやキーボードのような関連ユーザーインターフェース２２０を有するパーソナルコンピュータ（ＰＣ）である。この場合、データ構造は、パーソナルコンピュータに関連した格納装置（例えば、内部ハードドライブ）において定義される。さらに詳細には、患者データベースについてのデータ構造は、数字のような患者の身元証明；患者名；患者の住所；患者の医療履歴（医師名、病気の履歴や緊急連絡先を含む）；磁気共鳴画像、Ｘ線画像、ＣＡＴスキャン画像等の画像データ；血圧及び波形形式及びデータフォーマット形式の血流情報のような血流力学データ；及び検査室検査を含んでもよい。患者処置データベースについてのデータ構造は、患者の身元証明；膨張時間、収縮時間及び累積処置時間のような処置時間；ＥＣＧデータ（波形形式及びデータフォーマット）；プレチスモグラフデータ；付与される圧力データ（特定の処置セッション及び累積）；電極位置；ＥＣＧ電極型を含んでもよい。サイトデータベースのデータ構造は、数字のようなサイトの身元証明；サイト名；サイト住所；医師名；装置オペレータ名もしくはＩＤ；外部カウンターパルゼーション装置のタイプ；外部カウンターパルゼーションシステムの配置を含んでもよい。
【００４０】
以下に詳細に説明するように、ユーザーインターフェース２２０は、患者の処置状態、処置パラメータ及び他の関連データを容易にモニターするタッチスクリーンであるのが好ましく、作動を制御するために調節能力を備える。図２４に示したように、ユーザーインターフェース２２０あるいはタッチスクリーンディスプレイは、患者のデータベースにつながってオペレータに各新患用の患者ファイルを作製することを可能とし、システム／装置２０１について患者のための適度な投薬量に対する累積した処置時間を追跡することが可能となる。
【００４１】
作動の開始と終了の容易さは、ディスプレイのトップライン上の三個のボタン、すなわち、処置の開始及び連続用の開始ボタン３３６と；患者が休憩を必要とし、レストルームを使用し、従って処置を一時的に休止し、患者が処置セッションを終えて戻るときはいつでも、外部カウンターパルゼーション装置を“ホールド”に配置するのに用いることができるスタンバイボタン３３８と；処置を止める出口ボタン３４０と、を備える。処置タイミング機能はスタンバイボタンが選択されたときは実行されず、それを全処置時間のトラックを維持することができるものである。出口ボタン３４０は、特別の患者用の処置セッションを停止し、将来の処置セッションにおいて患者のデータベースにおいて経過処置時間を記録するために備える。
【００４２】
ＥＣＧディスプレイは、タイミングマーカー３５２と、膨張及び収縮タイミングの容易な同定のためにＥＣＧ信号３４２上に重畳するあるいは近接するバー３５０とを含み、それはグラフィック膨張／収縮タイミングマーカー及びタイミングマーカー及びバーによって図示されている。タイミングマーカー３５２はＥＣＧ信号３４２に重畳された振幅信号であり、ノイズと誤って解釈されない。さらに、マーカー３５２は、ＥＣＧ信号３４２のより容易な同定のために“オン”又は“オフ”になることができる。タイミングバーは、外部圧力が印加されたときに心周期を示す膨張及び収縮回数と共にＥＣＧのＲ波に対してチェックすることができるトリガー信号３５３を同定する。これによって、オペレータが以下のことを容易に同定しかつ立証するのを可能にするものである。すなわち、オペレータが、心臓が血液をポンピングしあるいは押し出すときに、心臓収縮中に膨張装置２０８、２１０、２１２を膨張しないことを。ユーザーインターフェース２２０は膨張及び収縮回数のデジタルディスプレイ３５８と、印加された外部圧力の大きさのデジタルディスプレイ３７０と、所望の処置期間のデジタルディスプレイ３６０とを含む。最初の処置期間は６０分であるのが好ましい。膨張時間、収縮時間、印加圧力の大きさ、処置期間はオペレータによって手動で調整可能である。経過処置時間のデジタルディスプレイは符合３６０に備えられ、三組の膨張装置は個別に符合３７２で“オン”又は“オフ”になることができ、その条件は容易に同定されディスプレイスクリーンの下部左側において表示される。さらに、膨張装置は符合３７４で心拍毎にトリガーされることができる。さらに、プリンター機能の制御は、５秒チャートもしくは連続チャートを含んで符合３７６に備えられている。凍結表示オプションは符合３７８に備えられ、これでは、ユーザーは拡張検査用のスクリーンを凍結することができる。
【００４３】
図２４から図２７は、強化されたコンピュータシステム３２０の機能をより良く理解するのを助ける複数の典型的な制御スクリーンを示す。図２５に示したように、メインメニュースクリーン３２６によって、オペレータは４つの選択枝（オプション）から一つを選択するのが可能とある；（ａ）患者情報、（ｂ）サイト情報、（ｃ）ＥＣＰ処置、又は、（ｄ）システム診断。患者情報及びサイト情報のオプションによって、オペレータは、患者情報及び臨床サイト（部位）情報のそれぞれをシステムに入れることが可能となる。ＥＣＰ処置オプションによって、オペレータは患者の処理をモニターし制御することが可能となる；ここで、システム診断オプションによって、オペレータは、オペレータを訓練し、及び／又は、外部カウンターパルゼーション装置の装備をテストする目的で患者の処置をシミュレーションすることが可能となる。
【００４４】
図２６に示したように、患者情報スクリーン３２８によって、オペレータは、一又は二以上の患者についての人口統計的情報を入力及び／又は編集することが可能となる。患者人口統計的情報は、（限定はしないが）患者名、住所、電話番号、性別、生年月日及び（例えば、投薬、病気履歴等）患者の医療処置に関連する他の情報を含んでもよい。一旦、新しい患者に対してこの情報を入れると、それは患者データ構造３２０に格納されてもよい。各新患に、患者データ構造３２０に格納されたランダムに生成した患者識別（アイデンティフィケーション）番号を割り当ててもよい。
【００４５】
同様に、サイト情報スクリーン３３０によって、オペレータは、図２８に示したように、臨床部位に関連した情報を入力し及び／又は編集することが可能となる。サイト情報は、（限定はしないが）、臨床部位名、住所、電話番号、ファックス番号及び臨床部位に関わる医師名を含んでもよい。サイト情報はサイト情報データ構造３２４に格納される。
【００４６】
図２４は、上述のように、本発明の外部カウンターパルゼーション装置に備えたように、患者の処置をモニターし制御する主要な処置制御スクリーン３３２を示す。患者処置情報はユーザーインターフェースの中央に目立つように表示されている。上部波形３４２は患者からとられる心電図（ＥＣＧ）信号である。当業者には明らかなように、ＥＣＧ信号のＲ波部分は通常患者の心周期をモニターするのに用いられる。下部の波形３４４は患者の血圧を示す圧力信号である。圧力信号も患者の心周期をモニターすると共に、外部カウンターパルゼーション装置によって患者に適用されるカウンターパルゼーション波をモニターするのに用いられる。好適な実施形態では、圧力信号はさらに、指プレチスモグラフプローブから受けるようなプレチスモグラフ波形信号として定義される。２つの振幅調整スイッチ３４６及び３４８は、オペレータが信号の分解能を調整することができるこれらの波形のそれぞれのすぐ右側に配置される。
【００４７】
タイミングバー３５０は上部波形と下部波形との間に同時に表示される。タイミングバー３５０は、膨張／収縮サイクルが外部カウンターパルゼーションシステムによって患者に適用される時を示す。さらに詳細には、タイミング信号は各膨張／収縮サイクルについてのタイミングバーを含み、ここで、タイミングバーの最先端は膨張の開始に対応し、後端はタイミングバーの最先端は収縮の開始に対応する。さらに、タイミングバー３５０は、膨張／収縮サイクルが開始される時間を示すトリガー信号３５３を含む。
【００４８】
外部カウンターパルゼーション治療の安全性と有効性は、患者の心周期に対して、膨張／収縮サイクルの精確なタイミングに依存する。例えば、有意なカルシウム蓄積（デポジット）を有する動脈壁（硬くなった動脈）は、外部圧力パルスを弾性的な血管より速く大動脈まで伝達する。従って、膨張バルブは通常、弾性的な動脈に対してより石灰化動脈についてより遅く開放すべきである。動脈壁の弾性を測定することは困難なので、オペレータは、大動脈のルートに外部パルスの到着を大動脈の閉鎖後であるという条件を課すことによって膨張バルブの適度のタイミングを手動で調整しなければならないかもしれない。３個の患者処置信号のエンハンスされた表示によって、オペレータは膨張バルブのタイミングをさらに精確に調整することが可能となる。これは、本発明のコンピュータシステムは、外部カウンターパルゼーション装置によって実施される患者の処置を改善する。
【００４９】
患者の心周期に対する膨張／収縮サイクルのタイミングのモニタリングをさらに改善するために、タイミングマーカー３５２はＥＣＧ信号全体にわたって重畳されてもよい。タイミングマーカー３５２は、ＱＲＳ波の各インターバルに対してＥＣＧ信号上に現れる。マーカーは、ＱＲＳ波に対する膨張及び収縮を示すために、ＥＣＧ波上に重畳される高周波ノイズとして現れる。当業者に明らかなように、信号の振幅は、マーカーがＥＣＧ信号に関わるノイズとして誤って解釈されないように適当に決められる。タイミングマーカースイッチ３５４によって、オペレータは、スクリーン上でタイミングマーカー３５２の表示を入れること／消すことが可能となる。
【００５０】
処置制御スクリーン３３２は、膨張／収縮サイクルのタイミングを調整するためのスイッチを提供する。膨張調整スイッチ３５６によって、オペレータは、引き続く膨張の開始についての時間を設定することが可能となる。それが、ＥＣＧ信号のＲピークに対して測定されるからである。左の矢印を押すことによって、膨張がある所定の時間増分前（例えば、１０ミリ秒）に生じ得る；一方、右の矢印によって、膨張はある所定の時間増分後に生じ得る。膨張開始時間の現在の設定を、スイッチ３５６の中間ウィンドウ上に表示される。同様に、膨張調整スイッチ３５８によって、オペレータは、収縮の開始についての時間の設定を調整することが可能になる。それが、ＥＣＧ信号のＲピークに対して測定されるからである。収縮は同時に又はそれに続いて行われてもよい。
【００５１】
さらに、患者についての処置時間は２個の付加インターフェースによってモニターされ、制御される。処置設定スイッチ３６０によって、オペレータは、患者の処置時間を設定することが可能となる。また、左の矢印を押すことによって、ある所定の時間増分だけ（例えば、１分間）処置時間が増加し、下方矢印を押すことによって、同じ所定時間増分だけ処置時間が減少する。処置時間の現在の設定を、スイッチ３６０の中間ウィンドウ上に表示される。経過処置時間ディスプレイ３６２は、現在の処置セッションの経過時間を示す。
【００５２】
他の患者の処置情報は、処置制御スクリーン３３２の使用を介して表示及び／又は調整されてもよい。例えば、心拍数ディスプレイ３６４は患者の心拍数を示し、心拡張（心弛緩）／心収縮比ディスプレイ３６８はプレチスモグラフ信号のピーク比及び面積比を示してもよい。これらのディスプレイは、ディスプレイの凍結する際あるいは全てのあらかじめ定義された時間間隔を登録する際のように周期的にアップデートしてもよいし、又は、リアルタイムでアップデートしてもよい。また、圧力調整スイッチ３７０を、オペレータが圧縮空気の膨張圧力を調整できるようにするために備えてもよい。他の患者の処置情報を、処置制御スクリーン３３２上に備えるように、種々のユーザーインターフェースを介して表示及び／又は調整してもよいことは留意されたい。
【００５３】
図２８は、膨張作動の手順と外部カウンターパルゼーション装置２０１用の膨張／収縮ロジックの自動セットアップとを概括したフローチャートのブロック図である。膨張／収縮バルブの開放は、メモリからのＴ１及びＴ２の値を読むパワースイッチ回路によって実施される。たとえ膨張時間Ｔ１が比較的短く、すなわち、Ｒ−Ｒ間隔の半分より短くみえるとしても、それは、膨張信号はパワースイッチ回路に送って膨張バルブの開放を起こす時間を表示する。バルブが完全に開放するのに約２０ミリ秒間かかり、空気圧が膨張装置２０８、２１０、２１２に達するのにさらに約３０ミリ秒かかり、最大の膨張圧に達するのにさらに約７０ミリ秒かかり、付与圧力波が足及び大腿の末端血管から大動脈のルーツ（根）まで伝搬するのにさらに２００ミリ秒から３００ミリ秒かかる。その時間までに、心収縮期間はすでに過ぎているだろう。例えば、１分間６０回（鼓動）の心拍数をとると、心収縮時間は１鼓動当たり約４００から５００ミリ秒である。従って、付与されたパルスについて大動脈が閉じるときに動脈のルーツに達するように、膨張信号はＲ波の後に約１５０から２００ミリ秒で始まる。また、収縮時間は次のＲ波の前の約１６０ミリ秒に生じることを示すことができる。脚の下部及び大腿カフ（コルセット）についての収縮バルブは、１２０ミリ秒の間、大気に開放する。送り時間Ｔ４は、膨張装置圧力について最大で８０ミリ秒でゼロに落ちるので、次の心収縮期の始まりにおいてカフに存在する残留圧力はなく、心臓収縮の間に再充填するために末端血管床に十分な時間を付与する。
【００５４】
初期段階の後の作動段階中に、Ｔ１及びＴ２の値はメモリに格納され、膨張／収縮タイミングを制御するのに用いられる。しかしながら、メモリは、古いＴ１及びＴ２に置き換わってメモリに格納される新しいＴ１及びＴ２を計算するために、最新のＴＲを用いて全ての新規の心拍と共にアップデートされる。また、ＣＰＵは、いずれの手動調整ボタンが押されるか否かを決定するために、１０ミリ秒ごとにレジスタの一つにフラグをたてる。膨張／収縮調整ボタン３５６、３５８は、膨張もしくは収縮時間を進めあるいは遅らすためにフロントパネル（スクリーン）上に配置する。
【００５５】
膨張進行ボタンを押すとＣＰＵを起動して、（ＴＲ−Ｔ１）の値を２００ｍｓと比較する。もし（ＴＲ−Ｔ１）が２００ミリ秒より大きければ、Ｔ１は１０ミリ秒だけ長くなる。これは、１０ミリ秒を、Ｔ１＝（１２．６５^＊ＴＲ＋Ｃ．−３００）ミリ秒で使用されるように、約２１０ミリ秒で最初に設定されたＣ１に加えることによって行われる。同じロジックを適用して、Ｔ１を次のＲ波の前の約２００ミリ秒かそれ以下に進める能力を制限する。脚の下部のカフの膨張バルブが、次のＲ波の前に収縮バルブが開いたままであるのに十分な時間がないほど遅く開放されるのを防止するためである。；大腿カフ用の膨張バルブはＴ１後の約５０ミリ秒で開き、さらに１００ミリ秒の間開放したままであり、一対の収縮バルブについて次のＲ波の前約５０ミリ秒開いたままにすることは留意されたい。収縮バルブの手動の調整を制御する際に使用されるロジックが次のＲ波の前約３０ミリ秒より遅くならないで開放するように収縮について制限を設定するので、収縮バルブが、大腿カフの膨張バルブが閉じた後約３０ミリ秒以内に大気に開放しなければならないことは明らかである。
【００５６】
他の手動膨張／収縮調整ボタン３５６、３５８が同じ原理で作動し；すなわち、ボタンの一つを押すと、ＣＰＵはバルブのタイミングを制限する条件をチェックし、制限に達しなければ、膨張／収縮バルブについてのタイミングは、上述の式及びＴ２＝（ＴＲ−Ｃ２）ミリ秒の式のＣ１あるいはＣ２に１０ミリ秒を引きあるいは足すことによって進め又は繰り返すことができる。
【００５７】
Ｔ１の計算において使用される公式は以下の式で与えられる。
【００５８】
【数１】

【００５９】
ここで、定数１２．６５は、ＴＲの単位を秒からミリ秒ｍへ変換するときに０．４の代わりに用いられ、Ｃ１は最初は２１０ミリ秒に等しい値にされる定数である。しかしながら、この値は手動調整によって後に変化することできる。３００ミリ秒の因子は、付与された外部圧力波が脚の下部から大動脈バルブに伝播するのにかかる最大の時間にほぼ等しくなるように実験的に決められたものである。
【００６０】
Ｔ１が決定されると、それは１５０ミリ秒の値を含む。Ｔ１が１５０ミリ秒より短い場合は、１５０ミリ秒に設定される。Ｔ１が１５０ミリ秒より大きい場合は、計算値が使用される。このような手順によって、膨張バルブがＲ波の後に１５０ミリ秒より短い時間で開放しないことが保証される。Ｔ１が１５０ミリ秒に設定されたときさえ、圧力波の最先端は、パルスが末端血管から大動脈のルーツまで伝搬するのに要する時間を考慮すると、Ｒ波の後約１５０ミリ秒まで大動脈ルーツに達しない。
【００６１】
一旦、Ｔ１の値が最終的に決定されると、それを以下の式を用いてＴ２を計算する：
【００６２】
Ｔ２＝（ＴＲ−Ｃ２）ｍｓ
【００６３】
ここで、定数Ｃ２ははじめ１６０ミリ秒に設定され、その後、手動（マニュアル）調整によって増大もしくは減少することができる。この式から、収縮バルブは次のＲ波の前約１６０ミリ秒開いていることが明らかである。しかしながら、Ｃ２を最適な血流力学的効果に達するようにマニュアルで増大もしくは減少することができる。
【００６４】
膨張／収縮バルブのタイミングにおいて使用されるロジックは２つの基本的な条件を充足する；（１）膨張バルブは、圧力パルスが心収縮中に大動脈のルーツに達するように開放してはならず、大動脈バルブが時期尚早に閉じるようにし、それによって心収縮負荷を形成する；（２）収縮バルブは、カフ内の気圧について十分な時間がゼロに減衰させるために、次のＲ波の前に大気に開放されなければならず、それによって、止血帯効果を生じる残留圧力はない。結局、心拍数が１分間当たり１２０ミリ秒より高いか又は１分間当たり３０ミリ秒より低いときは、膨張／収縮バルブは作動しない。
【００６５】
膨張／収縮バルブタイミングロジックは、患者の脚の下部及び大腿に適用される外部圧力のタイミングを制御する。膨張／収縮バルブがどのようにコンプレッサ及び空気タンクに接続されるかのブロック図を図２９に示す。
【００６６】
膨張／収縮バルブタイミングロジックは２つの主要部に分割される：（１）膨張／収縮時間が自動で設定される間の電力供給の際の初期段階；（２）膨張／収縮時間が自動で調整できる間の作動段階。これらのタイミングロジックシステムの作動はマイクロプロセッサによって制御され、心拍数が１分当たり１２０ミリ秒鼓動より高いか又は１分当たり３０ミリ秒鼓動より低いか時には膨張／収縮バルブ電源には信号は送られない。
【００６７】
図示したように、３個の膨張バルブと３個の収縮バルブがある。一対の膨張／収縮バルブはふくらはぎ用であり、一対は大腿下部用であり、一対は大腿上部用である。バルブは通常開放しており、起動されるときに選択的に閉じる。膨張／収縮バルブタイミングコントロールから信号を受けた際、膨張バルブへの電力供給は１００ミリ秒の間スイッチが入り、それらは空気タンクに開放される。同様に、収縮バルブから信号を受けた際、膨張バルブへの電力供給は１２０ミリ秒の間スイッチが入り、脚の下部及び大腿カフを大気に開放する。また、２個の安全バルブを備えることができ、それらはそれぞれ膨張バルブとカフとの間に配置する。安全バルブは通常大気に開放している。これらの２個の作動バルブ（図示せず）は膨張／収縮バルブを制御するロジックに対して独立である。これらは、足及び大腿カフが自動で大気に通気することができるように電力異常の際に導入される。
【００６８】
電力が入っているときの初期段階中に、制御コンソール２０２のコンピュータ２１４は一連の初期手順を開始する。第１の段階は、収縮バルブを大気に開放したままに維持することである。各収縮バルブは１２０ミリ秒の間、もしくは足及び大腿カフからの全気圧を解除するのに十分な時間の間開放されたままである。コンピュータ２１９は心電図（ＥＣＧ）の入力を探し、ＱＲＳコンプレックスの存在を決定する。ＱＲＳコンプレックスが検出されない場合には、膨張／収縮バルブ２０８、２１０、２１２が駆動されず、外部カウンターパルゼーションは始まらない。膨張バルブは大気に開放されたままである；タンクから膨張装置２０８、２１０、２１２へは圧縮気体は入らない。
【００６９】
４個の全Ｒ−Ｒ間隔（インターバル）の後、ＣＰＵは平均（ＴＲ）を決定し、最後のＴＲ及び新しいＲ−Ｒ間隔の平均をとることによってＴＲをアップデートする。膨張時間Ｔ１及び収縮時間Ｔ２の計算に使用される２つの定数は、Ｃ１＝２１０ミリ秒、Ｃ２＝１６０ミリ秒で始まる。Ｔ１、Ｔ２その他の変数の定義を図２９の例において示す。それらは以下の通りである：
【００７０】
ＴＲ（Ｒ−Ｒ間隔）：平均Ｒ−Ｒ間隔（単位：ｍｓ）。
【００７１】
Ｔ１（膨張時間）：Ｒ波から脚の下部の膨張バルブの開放までの時間間隔（単位：ミリ秒）。大腿カフは、Ｔ１後、２０秒から７０秒間、好適には５０ミリ秒間開いていることに留意されたい。また、膨張バルブは通常閉じている。しかしながら、それらは、起動されたとき１００ミリ秒以上の継続時間開放している。
【００７２】
ＴＤ（継続時間）：脚の下部及び大腿の両方について脚の下部の膨張バルブの開口と収縮バルブの開口との間の時間間隔（単位：ミリ秒）。
【００７３】
Ｔ２（収縮時間）：Ｒ波から膨張バルブの開放までの時間間隔（単位：ミリ秒）。脚の下部及び大腿の両方についての膨張バルブは通常大気に開放しているが、起動されたときは選択的に閉じる。この開放時間は、圧力減衰時間Ｔ４より長い少なくとも約４０ミリ秒に実験的に決定した。
【００７４】
Ｔ３（圧力上昇時間）：脚の下部もしくは大腿カフの気圧がゼロになる時とそれが溜めの圧力が平衡に達するときとの間の時間間隔。この値は種々のカフの寸法と共に多くの異なる条件の下で実験的に測定され、約５０ミリ秒である。
【００７５】
Ｔ４（圧力減衰時間）：収縮バルブが大気に開放するときにカフの気圧がゼロに落ちるまでの時間間隔。Ｔ４の値は種々のカフの寸法の種々の条件において決定され、８０ミリ秒の平均値を有する。
【００７６】
図２９に、膨張／収縮バルブについての時間と３組のカフについての気圧波形とを図示する。３リードシステムを用いた患者心電図（ＥＣＧ）はデジタル化され、Ｒ−ＲインターバルＴＲが決定される。次いで、Ｒ波をトリガー信号として用いる。脚の下部のカフについての膨張時間Ｔ１は、バゼット（Ｂａｚｅｔｔ）の平方根の公式により計算される（参考文献として本明細書に組み込まれるＦＤＡ５１０（Ｋ）サブミッションＫ８８２４０１）。
【００７７】
【数２】

【００７８】
ここで、Ｃ１は初期値が２１０ミリ秒の定数である。膨張時間は手動で調整でき、調整によってＣ１値が変化する。従って、人体への外部圧力は、ＱＲＳコンプレックス（複合）後Ｔ１ミリ秒に脚の下部において始める。脚の下部のカフの膨張は脚の下部のカフの膨張後約２０ミリ秒から７０ミリ秒、好適には５０ミリ秒で始まり、大腿上部のカフは、大腿下部のカフの後約２０ミリ秒から７０ミリ秒、好適には５０ミリ秒で膨張する。
【００７９】
（上述のような）Ｔ１に割り当てた初期値は、ＥＣＧの通常のＱ−Ｔ間隔を秒単位で測定されたＲ−Ｒ時間間隔の平方根の定数（０．４）倍の積として近似するバゼット（心臓７：３５３，１９２０）の平方根の公式に基づいている。Ｑ−Ｔ間隔は、ＱＲＳコンプレックスの始まりからＴ波の終わりまで測定する。それは、心室の電気的収縮の継続時間を示し、心拍数によって変化する；それは血流力学収縮時間間隔を近似するために用いることができる。
【００８０】
以上の記載により、例示として、本発明の実施形態を開示し、説明した。当業者は、この記載から及び添付図面及びクレームから、種々の変更、変形、及び他の態様がクレームにおいて特定された本発明の原理、精神及ぶ範囲を逸脱することなく行うことができることは容易に認識できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の外部カウンターパルゼーション装置のブロック図である。
【図２】本発明の外部カウンターパルゼーション装置のブロック図である。
【図３】本発明の外部カウンターパルゼーション装置のブロック図である。
【図４Ａ】本発明の流体配送アセンブリの一部の部分概略構成図であり、半導体冷却装置及びエアーコンディショナーの各々に接続された流体パイプを図示するものである。
【図４Ｂ】本発明の流体配送アセンブリの一部の部分概略構成図であり、半導体冷却装置及びエアーコンディショナーの各々に接続された流体パイプを図示するものである。
【図５】本発明の外部カウンターパルゼーション装置の概略構成図である。
【図６】図５の外部カウンターパルゼーション装置の流体フローの模式図である。
【図７】本発明の外部カウンターパルゼーション装置の流体フローの他のフロー図である。
【図８】図５から図７の外部カウンターパルゼーション装置の制御図である。
【図９Ａ】患者のＥＣＧの関連部に組み合わされた、本発明の膨張カフ装置の収縮の模式図である。
【図９Ｂ】患者のＥＣＧの関連部に組み合わされた、本発明の膨張カフ装置の膨張の模式図である。
【図１０】患者のＥＣＧとバルブ開放信号との関係と、図５から図９の外部カウンターパルゼーション装置の作動中の膨張カフ装置の膨張圧力波形とを示すグラフである。
【図１１Ａ】可能な膨張時間進み及び遅れのグラフである。
【図１１Ｂ】可能な収縮時間進み及び遅れのグラフである。
【図１２】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される膨張／収縮バルブの実施例である。
【図１３】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される膨張／収縮バルブの実施例である。
【図１４】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される膨張／収縮バルブの実施例である。
【図１５】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される膨張／収縮バルブの実施例である。
【図１６】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される膨張／収縮バルブの実施例である。
【図１７】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される膨張／収縮バルブの実施例である。
【図１８】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される膨張／収縮バルブの実施例である。
【図１９】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される圧力レギュレーションアセンブリの実施例である。
【図２０】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される圧力レギュレーションアセンブリの実施例である。
【図２１】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される圧力レギュレーションアセンブリの実施例である。
【図２２】本発明の外部カウンターパルゼーション装置で使用される圧力レギュレーションアセンブリの実施例である。
【図２３】本発明の外部カウンターパルゼーション装置を用いて患者の処置をモニターし記録するコンピュータシステムを示すブロック図である。
【図２４】本発明の強化されたコンピュータシステム用の処置制御スクリーンの実施例である。
【図２５】本発明の強化されたコンピュータシステム用のメニュー制御スクリーンの実施例である。
【図２６】本発明の強化されたコンピュータシステム用の患者情報スクリーンの実施例である。
【図２７】本発明の強化されたコンピュータシステム用のサイト情報スクリーンの実施例である。
【図２８】本発明の外部カウンターパルゼーション装置の膨張／収縮バルブ用の起動タイミングロジックを示すブロック図である。
【図２９】本発明の外部カウンターパルゼーション装置の膨張／収縮バルブ用のタイミングと膨張装置における気圧波形の例を示す図である。
【符号の説明】
１０コントローラ
２０気体コンプレッサ
２１冷却手段
２２溜め
２４ソレノイドバルブセット

Claims

患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置であって：
患者の下肢で受けるように適合された複数の膨張装置と；
前記複数の膨張装置に連通する圧縮流体源と；
前記圧縮流体源と前記膨張装置とを相互接続する流体配送アセンブリであって、前記膨張装置のそれぞれと前記圧縮流体源との間を相互接続された選択的に作動可能な膨張／収縮バルブを含み、前記流体配送アセンブリは前記圧縮流体源から前記膨張／収縮バルブへ圧縮空気を配送すると共に前記膨張装置の各々を連続して膨張しかつ引き続きもしくは同時に収縮するために前記膨張装置の各々を独立して作動し、前記膨張装置の各々は前記圧縮流体源に流体連通する入力と前記膨張装置の一つに流体連通する膨張／収縮ポートと大気に流体連通する収縮排気ポートとを有し、前記収縮排気ポートは、外部カウンターパルゼーション装置への電力の低下の際に圧縮流体を排出するように通常開放されている、外部カウンターパルゼーション装置。
前記圧縮流体源と前記膨張装置とを相互接続する流体溜めを備え、該流体溜めは前記膨張装置へ圧縮流体を供給する請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記膨張／収縮バルブに接続された電力オペレータを備え、前記膨張装置のそれぞれが独立にかつ連続的に膨張可能でかつ収縮可能であるように独立に作動できる請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記電力オペレータが電気的に駆動可能である請求項３に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記電力オペレータが気圧式に駆動可能である請求項３に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記膨張／収縮バルブの各々は二位置、スリーウェイソレノイドバルブである請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記膨張／収縮バルブのそれぞれは負圧溜めに接続された請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記膨張／収縮バルブの各々は回転駆動可能バルブである請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記膨張／収縮バルブの各々は回転駆動可能バタフライ型バルブである請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記回転駆動可能バタフライ型バルブの各々は、回転用のロータに取り付けられた一組の前記バタフライ型要素を含み、前記バタフライ型要素の第１のものは前記入力と前記膨張／収縮バルブの前記膨張／収縮ポートとの間を流体流通しかつ通常閉鎖して配備され、かつ、前記バタフライ型要素の第２のものは前記収縮排気ポートと前記膨張／収縮バルブの前記膨張／収縮ポートとの間を流体流通しかつ通常開放して配備されている請求項９に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記回転駆動可能バタフライ型バルブの各々は、回転可能ロータと回転用の前記ロータに回転可能に取り付けられたバタフライ型要素とを含み、前記ロータは、前記バタフライ型要素の開位置と閉位置との間に約６０°の最大回転角を介して回転可能である請求項１０に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
患者が治療中に載置される可動テーブルを備え、前記膨張／収縮バルブは共に動くように前記可動テーブルに取り付けられている請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記可動テーブルは複数のホイールを装着されて有する請求項１２に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記膨張／収縮バルブは前記可動テーブルに取り付けられている請求項１２に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記可動テーブルはさらに関節部と主要部とを含み、前記主要部に対して前記関節部が選択的に角度をとることができる請求項１２に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記可動テーブルは、関節部及び主要部の高さを調整するように選択的に作動可能な上昇アセンブリを含む請求項１５に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記膨張／収縮バルブのそれぞれを通る膨張通路と収縮通路とを備え、前記入力ポートと前記膨張／収縮ポートとの間に配備された前記膨張通路は、前記膨張／収縮ポートと前記収縮排気ポートとの間の前記収縮ポートよりも制限されている請求項１に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置であって：
患者の下肢で受けるように適合された複数の膨張装置と；
圧縮流体源と；
前記膨張装置を膨張するために前記圧縮流体源に相互接続された流体溜めと；
圧縮流体を前記圧縮流体源から前記膨張装置まで配送するために前記流体溜めに相互接続された流体配送アセンブリと；を備え、
前記流体配送アセンブリは、前記膨張装置の各々と前記流体溜めとの間に相互接続された選択的に作動可能な膨張／収縮バルブを含み、前記膨張／収縮バルブの各々は電力オペレータを有し、前記膨張装置に相互接続され、前記膨張装置の各々が独立に膨張可能でかつ収縮可能であるように独立して作動可能であり、また、前記膨張／収縮バルブの各々は前記流体溜めに相互接続された入力と前記膨張装置の一つに流体連通する膨張／収縮ポートと大気に流体連通する収縮排気ポートとを有し、前記収縮排気ポートは電力オペレータへの電力の低下の際に前記通常開放状態に初期設定されるように通常開放しており、
前記圧縮流体源はコンプレッサを含み、前記装置は、該装置の始動の際に電力を可変周波数で１１０／１２０ＶＡＣ５０／６０ヘルツから三相２２０ＶＡＣへ変えかつ電力を約３〜５秒間の間所定の最大電力レベルに増大する電力ランプアップアセンブリを含む、外部カウンターパルゼーション装置。
患者が治療中にその上で位置決め可能なところの処置テーブルを備え、前記処置テーブルは主要部と該主要部に対して複数の角度位置に選択的に調整可能な関節部とを含み、前記処置テーブルはさらに該処置テーブルを複数の異なる上昇位置に選択的に上下するように駆動可能なモーター駆動上昇アセンブリを含む、外部カウンターパルゼーション装置。
前記処置テーブルは、該処置テーブルを複数の位置の間で選択的に動くことができる複数のホイールを含む請求項１９に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
患者に装着可能な膨張装置を選択的に膨張しかつ収縮するための膨張／収縮バルブを含み、前記膨張／収縮バルブは前記処置テーブル上に可動に取り付けられた請求項１９に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記処置テーブル上に足駆動可能スイッチを備え、該足駆動可能スイッチは前記モータ駆動上昇アセンブリに選択的に起動しかつ起動停止する請求項１９に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記モータ駆動上昇アセンブリは、前記処置テーブルの前記主要部の頂上の上昇を２４インチから３６インチの間に制限する制限スイッチ装置を含む請求項１９に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記主要部に対する前記処置テーブルの前記関節部の前記角度の位置は水平の上３０°に制限される請求項１９に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置であって：
患者の下肢で受けるように適合された複数の膨張装置と；
前記複数の膨張装置に連通する圧縮流体源と；
前記圧縮流体源と前記膨張装置とを相互接続する流体配送アセンブリであって、前記膨張装置のそれぞれと前記圧縮流体源との間を相互接続された選択的に作動可能な膨張／収縮バルブを含み、前記流体配送アセンブリは前記圧縮流体源から前記膨張／収縮バルブへ圧縮空気を配送すると共に前記膨張装置の各々を独立に作動して前記膨張装置の各々を膨張しかつ収縮するところの流体配送アセンブリと、
前記圧縮流体源に流体連通し、所定圧力で前記圧縮流体源を維持するように作動可能である圧力レギュレーションアセンブリと、を備えた外部カウンターパルゼーション装置。
前記圧力レギュレーションアセンブリは圧力解除バルブを含む請求項２５に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記圧力解除バルブは、ドーム状負荷圧力解除バルブである請求項２６に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記圧力解除バルブは、大気に開放する通気バルブを含む請求項２６に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
前記通気バルブは大気に開放するように付勢されている請求項２７に記載の外部カウンターパルゼーション装置。
患者処置圧力を選択する段階と；
前記選択された処置圧力に対応する信号を出力する段階と；
圧力溜め中の溜め圧力を検出する段階と；
前記選択された処置圧力を前記溜め圧力と比較する段階と；
前記患者処置圧力と前記溜め圧力との差に基づいて圧力レギュレータバルブを制御する段階と；を備えた患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置を制御する方法。
前記溜め圧力が前記患者処置圧力に対する予め設定された差より大きいときに、前記溜め圧力を減少する段階を備えた請求項３０に記載の患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置を制御する方法。
前記溜め圧力を前記圧力溜めを大気に通気することによって低下させる請求項３１に記載の患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置を制御する方法。
前記溜め圧力が前記患者処置圧力に対する予め設定された差より小さいときに、前記溜め圧力を増大する段階を備えた請求項３０に記載の患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置を制御する方法。
前記溜め圧力をコンプレッサを作動することによって上昇させる請求項３３に記載の患者を治療するための外部カウンターパルゼーション装置を制御する方法。