JPS5822221B2 - 外圧循環援助装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は心臓の鼓動と圧力パルスとの同期を容易にする
ため心電図を用いる型の外圧循環援助装置に関するもの
である。

患者の血液循環を助ける非外傷的方法は技術的に既に知
られている。

デニスの米国特許第３３０３８４１号によれか、身体の
下部に外圧を加えると心臓の１回の鼓動でポンプされる
血液の量よりも多量の血液が絞り出される。

このように絞り出された血液は大動脈およびさらに大き
な動脈管に押しもどされ、それによって心室拡大の際血
液の良好な充満状況を保ちながら心室の負担が軽減され
る。

この一般的な工程は１９６６年９月２４日付のカナダ医
学協会誌（第９５巻、第６５２頁〜第６６４頁）に記載
されたバードウェルらによる「同期循環援助法」に詳し
く示されている。

一般に、同期外圧援助法は既存の対脈はく法よりも明確
ですぐれている。

その理由は、後者の場合、大動脈のカニュレーション、
特別な身体血液処理装置の使用、あまり役立たない技法
の使用、および患者に凝血防止剤を与える必要、などの
点で問題があるからである。

さらに、特別な身体ポンプ装置により作られる出血外傷
や溶血は、許容援助時間を制限するとともに患者の状態
を悪化させる。

最後に、このような外傷を必要とする方法は時間がかか
るだけでなく、多くの患者にきわめて重大な危険をもた
らすことがあり、すべての患者を処置する際に危険要素
を増大させる。

したがって、本発明の一つの目的は、容易にかつ安全に
施されかつ並の技両を持つ病院従業人およびこのような
装置に不馴れな者によって使用される改良型外圧循環援
助装置をうろことである。

上記の目的は、下記の進歩技術の一つ以上を有する外圧
循環援助装置を作ることによって達成された。

Ａ 水充填装置 水充填装置は、足を包む袋に、特定患者に適しれ量の水
を充填するのに用いられる。

適量とは、個々の患者の足のサイズおよび形状に適した
特定の量をいう。

また、機械に出入する患者の動きにより、患者の足は処
理中にその大きさが変わることがある、き判明した。

すなわち水充填装置は適当に水を満たすだけではなく、
足を包む袋から水を自動的に排出するのにも使用される
。

またこれは処置中に水を加減するのにも使用され、それ
によって下記に説明する機械的圧力誘起装置と患者の足
との間で有効に圧力を伝達できるような結合が保たれる
。

充填動作の際、袋を包むシェルと袋自体との間に置かれ
る圧力検出器は、袋の中の圧力を検出する。

充填圧力が所定の大きさく通常約２５ ｍｍＨｇ）にな
ると、充填作用は充填ポンプを止めることによって終る
。

この充填動作は通常、上方位置すなわち袋を圧縮する位
置にある往復動部材によって。

行なわれる。

いったん装置の動作が始まると、往復動部材によって調
整されるレベル検出器が各上向き行程の最上部位置に往
復動部材の位置を定める。

この位置が不適当であるならば、往復動部材が再び適当
な位置になるまで、水は袋に汲み入れられたり、袋から
汲み出されたりする。

Ｂ 機械与圧装置 適当な対脈動をうるために、足を包む袋は心臓拡散の際
に足に正圧を与え、心臓収縮の際にその圧力を除いたり
足に負圧（たとえば−５０ｍｉＨｇ）を作ったりするこ
とが可能で−なければならない。

加えられる正圧の大きさは、常時、約１５０〜２５０ｍ
ｉＨｇである。

液体を包む袋のかなり大きな表面に往復動部材を当てる
ことによって、この圧力差をうろことが最も好都合であ
る。

この往復動部材は、正圧の大きさを調節する往復垂直運
動を行なうように袋の下に取付けられる。

袋の中の圧力は、往復動部材が袋に対して上昇するにつ
れ増大し、往復動部材が低いレベルに降下するにつれ最
小（通常約２５ｍｉＨｇ）まで減少する（または負圧が
使用されるならばもつと低くなる）。

もし負圧を使用するならば、往復動部材、袋および患者
の身体は、一部排気される（たとえば大気圧以下の７０
ｍｍＨｇの負圧まで排気される）バック内に、腰から下
が包まれる。

バッグはフレキシブル材料であることが望ましく、負圧
の得られる低圧ゾーンが保たれるように、装置の支持部
材によって足から離して保持される。

バッグすなわち吸引袋は、患者の身体に腰バンドではま
りばめさせて腰の所で適当にシールされる。

上述の装置は、−５０ｍｍＨｇ 〜＋ ２５０ ｍｒｎ
Ｈｇの範囲の正常動作サイクルを有する。

動作の際、圧力は、心臓の作用の収縮と一致するサイク
ルの低い圧力および心臓拡張と一致する高い圧力によっ
てサイクルされる。

具合のよい単室型の毛布である袋は患者の足のまわりに
置かれ、硬いケーシングは足と機械圧力伝達往復動部材
の両方を収容するのに用いられる。

次に袋は、足のまわりおよび往復動部材の上の全体領域
に水が満たされ、その結果袋が足のほぼ全表面と接触し
、足首と腰端で完全に膨張されるまで、水を充填される
。

この点から、往復動部材の垂直往復動作は所望の正常動
作サイクルを与れる。

Ｃ与圧波形制御装置 対脈動をうるために、患者の足に加えられる圧力は所望
の波形により変動させる必要がある。

本発明の装置には具合のよい特徴があり、それによって
足の圧力が監視され、また特定の患者に必要な波形を表
わす信号に直接比較される帰還信号源が作られる。

実際の波形から得られる信号と所望の波形を表わす信号
との差は「誤差信号」と呼ばれる。

この誤差信号は増幅され、垂直往復動部材を駆動する水
圧シリンダへの水圧液の流れを調節する電動サーボ弁を
調節するのに用いられる。

この流れは、誤差信号に比例して絶えず調節され、それ
によって圧力波形は所望の波形によく似たものとなる。

足の圧力監視は、約１０函Ｘ １０ＣｒｒＬＸ １．２
函の寸法の氷袋によって具合よく行なわれるが、この袋
は袋を包むシェルと袋自体との間に置かれる。

この検出袋の中の水は、短いチューブを通って、実際の
圧力波形の所要電気信号を作る圧カドランスデューサに
接続される。

この波形制御装置の一つの利点は、それが患者の足に当
てられたとき所望波形の重要な特徴（たとえば持続時間
、上昇時間、および降下時間）が害なわれないことを保
証する点である。

これは、患者によって違う足の外形、サイズ、および固
さなどにより生じる往復動部材と足の間の圧力の変動に
かかわらず、また動作中のケーシングの変形や袋の動的
な延びにかかわらず達成される。

心臓サイクルと圧力サイクルの整相 心臓が、その鼓動のサイクルに関する外部援助圧力波開
始の不適当なタイミングを受けると、有害な生理的影響
を生じることが判明している。

さらに、この現象は使用者に容易に理解されるが、使用
者は誤らないようにすること、および簡単で正確な自動
整相装置を用いて装置の動作を簡単にすることが望まし
い。

このために適当な目視監視式整相制御装置が備えられ、
それによって動脈波形がＥＣＧ波形（心電図の波形）と
ともに多チャンネルのオシロスコープまたは他の適当な
表示装置に表示される。

動脈圧力波形は、身体の任意な都合のよい場所で測定さ
れる。

通常、動脈波圧力検出装置の最も都合のよい場所は手首
である。

ＥＣＧ信号は、心臓に近い胴に直接置かれる検出器によ
って得られることが多い。

この応用では、ももの動脈に導かれる圧力波が大動脈の
根元に達するまで約８０ｍ５かかることを知るのが大切
である。

動脈波形が標準として得られる大動脈の根元から手首に
至るまでの伝達にはもう９０ｍ５かかる。

重要なことは、人工誘起の正圧波が心臓拡張のかなり前
に足に作られること、および圧力波が心臓拡張の始まる
ときに大動脈の根元に達するようにすることである。

したがって、手首で見られる心臓拡張波形の開始は、圧
力が患者の足に加えられてから合計１７０ｍ５たってか
ら生じる。

従って、手首で見られるような動脈波が心臓拡張の開始
を示すよりも１７０ｍ５前に、またＥＣＧ信号が心臓拡
張の開始を示すよりも８０ｍ５前に、始まるように時間
規正された指令信号によって誘起圧力波が開始されるよ
うにすることが望ましい。

心臓拡張の開始は、左心室の弛緩および心臓収縮の終り
を明確に示すものとして知られるいわゆる「Ｔ波」の終
りに近似するいわゆる゛重拍ノツチ″（後述する４０９
）により動脈波によって示される。

この整相装置では、足与圧信号はＥＣＧを輝度増大する
のに用いられ、この与圧後にオシロスコープに現われる
動脈トレースはそれぞれ８０ｍ５および１７０ｍ５の間
表示される。

この装置によって使用者は、ＥＣＧまたは動脈波形の輝
度増大信号が心臓拡張の始めに置かれるまで、遅延時間
を調節するこ七ができる。

その点で、足の与圧は心臓サイクルと正しく同期してト
リガーすることができる。

もつと多能な同期装置、すなわち大動脈の現象と前もっ
て検出場所で検出された現象との間の予想される一定の
遅延に左右されない同期装置をうることが特に望ましい
ものとわかった。

これは制御装置と外部循環援助装置との同期を調節する
ことによって行なわれ、それによっである大動脈の現象
（普通、８６０曲線のｒＲＪ波）と循環援助圧力のトリ
ガー動作との間の最適な時間は、大動脈の現象と処置の
ときに選択される任意な動脈波検出場所でのその表現と
の時間差を補償しうる時間範囲を通じて、時間変数のセ
ツティング中に移動される目視型の移動式指示装置によ
って、正確に得られる。

目視メーカーは好ましくは電子式であり、マーカーは曲
線上の簡単に認められる点（たとえば心臓収縮の開始を
示す点）に置かれるまで、手動でオシロスコープ上の可
視トレースに沿って移動される。

Ｄ 足を包むユニット 新しい足を包むユニットが使用されるが、その軽量と外
形によって足に与圧を加える有効なケーシングが得られ
、しかも患者に具合よく迅速に施すことができる。

Ｅ 往復動部材駆動機構 往復動部材を駆動水圧シリンダに結合するために新しい
機械的リンク装置が備えられ、それによって袋を与圧す
るため往復動部材に適当な圧力変位特性が得られると同
時に、特に位置が至大気圧で動作されるさき、応力の望
ましい消費および脈動サイクルの改良された制御が得ら
れる。

第１図と第２図から、足２０は非圧縮液たとえば水２３
を満たした毛布状の袋２２の中に入れられる。

袋２２は足２０を完全に包み、上部シェル２６と下部シ
ェル２８によって構成される丈夫なケーシング２４の中
にすべりばめされる。

袋２２のすぐ下で、同じくケーシング２４の中にある往
復動部材３０は、機械的リンク装置３２によって伝えら
れる往復垂直運動用として取付けられている。

このリンク装置は第５Ｃ図によく見られるとおり、水圧
シリンダによって駆動される。

圧力に敏感なトランスデユーサ（検出器）３４（第４Ａ
図参照）が圧力検出袋３５への水圧通路内に置かれ、そ
の内部の圧力を監視するのに用いられる。

このトランスデユーサ３４の特殊機能について下記に説
明する。

第２図は包囲体３６がケーシング２４を包む方法を示し
ている。

包囲体３６とケーシング２４は往復動部材３０の相対位
置を示すために切開かれている。

包囲体３６はケーシング２４を越えて延び、患者４０の
腰３８にすべりばめされるようになっていることが認め
られよう。

吸上げポンプ３９は、至大気圧で包囲体３６の中の正常
な環境を保つために常時使用される。

患者の足の袋２２の上から圧力を加えるならば、このよ
うな圧力が心臓に到達して、患者の胸に置かれたＥＣＧ
装置で監視されるような心臓の鼓動と同期するまでに、
普通約８０ミリ秒（ｍｓ）かかるはずである。

足に始まる圧力の影響がその上は置かれる検出装置によ
って監視されるような撓骨物脈（放射状動脈）に達する
までは、さらに９０ｍ５かかる。

第３図は、装置の動作に関する時間現象のグラフを示す
図である。

一つのトレースでは、普通の心臓周期８４０ｍ５に対す
る実時間関係のＥＣＧ曲線４０２が示されている。

このトレースでは、心臓拡張の始めは４０３での曲線の
下降開始によって普通表わされる。

４０３でのこの降下は、足圧力曲線４０４の立上り４０
５の後約８０ｍ５Ｌで生ずる。

これは本発明の装置により誘起された圧力波が、約８０
ｍ５の時間遅延をへてから、心臓拡張の開始時に、心臓
に達するようにするためである。

曲線４０７は腰部で測定した撓骨動脈圧力の曲線である
。

圧力曲線４０７における心臓拡張の開始は、ＥＣＧが心
臓拡張を告げてから約９０ｍ５後に生じるいわゆる重拍
ノツチ（ｄｉｃｒｏｔｉｃｍｏｔｃｈ ）４０９によっ
て表わされる。

ＥＣＧ曲線４０２はＲ波４１５とＴ波４２０（第３Ａ図
）とを有することによって特徴づけられている。

Ｒ波４１５はＱＲ８とも称される。

心臓収縮の開始は３９９で、すなわちＲ波４１５の頂が
あられれた後約４０ｍ５したときから始まる。

第３Ａ図を参照してわかるように、チャンネル１として
示したＥＣ０曲線に対してチャンネル２として示したも
のは、測定する場所に依存してそれぞれ代替１，２，３
として示した曲線のごとく位相遅れがでてくる。

これら位相遅れの動脈波形は、いわゆる重拍ノツチ４０
９を有しており、これによって心臓の拡張開始が示され
るわけである。

ＥＣ０曲線上のＲ波は動脈波形には表われないのだが、
心臓の収縮開始は、動脈波形上において波の立ち上りを
示すところ（後述する４１４，４１５゜４１６のところ
）で明確に認知できる。

便宜上、装置は通常ＥＣＧのＲ波４１５を検出すること
によってトリガーされる。

第４Ａ図々第４Ｂ図において、上述の現象を用いて整相
させる一つの有利な方法が接続図で示され、これについ
て詳しく説明すると次のようになる。

検出袋３５を含むトランスデユーサ型圧力検出器３４は
、袋２２の中の水圧を検出するのに用いられる。

このように検出された圧力が水銀柱の２０１ｒＬｍより
小であるならば、圧力レベル増幅器４６はアンド・ゲー
ト４８に出力を供給する。

この低圧信号状況の際に、使用者が水充填スイッチ５０
を閉じるならば、アンド・ゲート４８によって信号が速
られ、この信号はポンプ制御回路５４を通して充填ポン
プ５２を動作させると同時に、多位置ソレノイド弁５６
はその充填位置に移され、かくて導管５８から導管６０
に水が流れるような位置になる。

それによって水は、２０ｍｍＨｇの圧力が圧力検出器３
４によって検出されるまで、袋２２の中に流れ込む。

次に増幅器４６からの信号は下降し、アンド・ゲーム４
８は閉じられる。

それによって充填ポンプ５２は動作しなくなり、ソレノ
イド弁５６はオフ位置に移される。

同様な装置を用いて圧力が検出器６２によって検出され
、袋２２の水が排出される。

普通の動作モードでは、検出された圧力が一１５ｍｉＨ
ｇの値より犬であるならば、信号がアンド・ゲート６４
に送られる。

「排出スイッチ」６６が閉じられると、ゲート６４によ
って信号指令はポンプ制御器６８および「排出ポンプ」
６９を動作させ、ソレノイド弁５６は排出位置に移され
、水を導管６０から導管７０に流すような位置になる。

−１５ｍｉＨｇより小さな圧力が検出されるまで、ポン
プ６９は排出を行なう。

そのときに、アンド・ゲート６４はもはや検出器６２に
より所望の信号を検出せず、ポンプ６９は止められ、弁
５６はオフ位置にもどる。

上述の充填動作および排出動作は一般に使用の始めと終
りに用いられ、連続制御装置としては用いられない。

しかし、判別手段によることなく自動装置によって特定
の所定圧力まで袋に水を充填することができるようにな
っていることは有利である。

装置の動作中、検出袋３５の中の圧力は、次のとおり袋
の水を加減することによって所望のレベルに保たれる。

位置検出型トランスデユーサ７６が水圧動作ロンド・シ
リンダ装置７８の上に取付けられる。

トランスデユーサ７６は、任意の与えられた瞬間にロン
ド・シリンダ装置７８の直進位置に比例する電気信号出
力を作るようにされ、トランスデユーサ７６及びランド
・シリンダ装置７８は変位装置を構成する。

ロンド・シリンダ装置７８の位置の正規化された値は、
トランスデユーサ７６からの信号をレベル検出器８０に
送り込むことによって得られる。

したがって正規化信号はレベル比較器８２に供給される
。

比較器８２の第２人力は次のとおり導かれる。

処置されている患者からのＥＣＧ信号はＥＣＧ装置１０
２からトリガー発生器８４に送り込まれる。

トリガー発生器８４は、ＥＣＧ信号のいわゆるＱＲ８す
なわちＲ波を認識してこれに応動するように選択されて
いる。

すなわちＱＲ８の立上りが各心臓鼓動とともに周期的に
生じると、手動制御の可変遅延装置８６に送られる出力
がトリガーされる。

可変遅延装置８６に送られ 第１トリガー発生器８４か
らの原始信号を、心臓拡張の開始と実時間で対応する第
２の時間遅延信号に変えることである。

この第２信号は圧力持続信号発生器８８にはいる。

発生器８８は、それからの信号が足の与圧を必要とする
時間中継続するように選択される。

この発生器８８からの信号は、レベル・ストローク信号
発生器８９を通ってレベル比較器８２に送られる。

発生器８８からの信号は、足与圧順序に必要な振幅およ
び周波数に似た振幅および周波数を有する波形を作る波
形発生器９０にも送られる。

標準のかかる波形は、６０ｍ５の立上りと、２５０ｍ５
の上部子たん部と、６０ｍ５の降下と、を備えた梯形状
となる。

この発生器９０からの波形は波形比較器９２に送られ、
ここでそれは検出器３４によって受ける実際の袋の圧力
波から得られた信号に連続比較される。

比較器９２の出力はいわゆる「誤差信号」であり、すな
わち発生器９０からの所望波形の信号と検出器３４から
の実際の波形の信号との差の質および強さを表わす信号
である。

誤差信号は、サーボ増幅器９３を通してサーボ弁９４を
制御するために用いられ、それによってロンド・シリン
ダ装置７８への液体供給を制御し、したがって装置７８
の運動を制御する。

上述のとおり、レベル比較器８２は２個の信号を受ける
が、一つは圧力持続信号発生器８８を介してストローク
信号発生器８９から出力された周期信号であり、他はレ
ベル検出器８０からの信号である。

レベル比較器８２はこの２個の信号を比較するが、一つ
は所定時における装置７８の実際位置を表わし、他の一
つは、レベル・ストローク信号発生器８９によって変形
された圧力持続信号発生器８８からの周期信号、すなわ
ち［ストローり」信号である。

この比較は、往復動部材３０がその行程の一番上の部分
にあり、袋２２を堅く押すときに最も有効に行なわれる
。

往復動部材３０が高すぎることをレベル比較器８２が検
出すると、出力が「ワン・ショット」（単安定マルチバ
イブレーク）９６に供給される。

次にこのワン・ショット９６が充填期間０．５秒の開位
置ソレノイド弁５６および充填ポンプ５２をオンにする
。

０．５秒の充填期間は、往復動部材３０がその行程の上
部で許容変位範囲内にあるように袋２２の中の水の量が
十分となるまで、各心臓周期（すなわち各心臓の鼓動）
中続く。

他方、往復動部材３０がその行程においてあまりに低い
ことを示す信号がレベル比較器８２によって受信される
と、排出ポンプ６９は「ワン・ショット」装置９８の動
作によって各心臓サイクルで１／２秒間オンされる。

すると水は、往復動部材がその行程において所望の高さ
となるまで、袋から汲み出される。

この装置の一般動作は上述のとおりである。

動作が心臓の鼓動と正しく同期するようになる方法を次
に説明する。

動脈圧力検出装置９９からの信号は、ＥＣＧ装置１０２
からの信号とともに、二重トレースのオシロスコープ１
０１に送り込まれる。

これらの信号の輝度が増大する間は、圧力持続信号発生
器８８から受信した圧力指令信号が存在する間である。

９０ｍ５の遅延装置１０８と８０ｍ５の遅延装置１１０
によって、圧力指令信号は、実際のＥＣＧおよび動脈圧
力に関してほぼ正確な時間関係で、両波形に現われる。

遅延装置８６は、第３図に示すＤｌを変えるようにされ
ており、ＥＣＧまたは動脈トレースに見られるような心
臓拡張期に、輝度増大信号を整合させるのに用いられ、
それによって与圧波は心臓サイクルに位相を合わされる
。

装置の使用者は、圧力持続信号発生器８８の特性を変え
て、特定患者に必要な圧力指令信号を持続させる可変制
御装置を使用することもできる。

オシロスコープ１０１で、この圧力持続信号はオシロス
コープ・トレースの輝度増大１０３として示される。

普通の発生波は合計約２５０〜３００ｍ５の正圧周期を
常時布することが、波形発生器９０について認められる
。

圧力の上昇および下降には約６０ｍ５かかり、上昇は心
臓拡張の約８０ｍ５前に始まる。

一般に、約１５０〜５００ｍ５の正圧周期を保つことが
できる周期決定装置を選ぶことが望ましい。

第４Ｃ図は第４Ｂ図の代替図であり、下記のような特に
すぐれた制御装置とともに使用される。

第４Ｂ図で示す装置は、手首のような特定の動脈検出部
を事前に選択して最適に動作させることを前提とするが
、その最適の動作とは通常ＥＣＧサイクルより約８０ｍ
５前相はずれにある場合をいう。

ＥＣＧの場合と手首での検出との間で、前述の９０ｍ５
のような与えられた遅延の事前選択を不要にするため、
第４Ｃ図で示す装置が使用される。

ＥＣＧ装置１０２からの信号は、トリガー発生器８４、
遅延装置８６、および圧力持続信号発生器８８を通って
、前述のような８０ｍ５の遅延装置１１０に供給される
。

遅延装置１１０からの出力、すなわち圧力持続時間Ｄ４
のパルスは、時間Ｄ１（遅延装置８６によって伝えられ
る）と８０ｍ５との和だけ、Ｒ波より遅延される。

このパルスはＥＣＧ曲線（チャンネル１）の輝度増大を
うるために用いられる。

このパルスは可変遅延装置１１２へも供給されるが、こ
の可変遅延装置１１２から得られる信号は時間Ｄ１と８
０ｍ５とＤ２の和だけ、Ｒ波より遅延される。

ここでＤ２は可変式遅延装置１１２によって作られる可
変遅延である。

ところで、トリガー発生器８４からのトリガー信号は４
０ｍ５の遅延装置１１４に供給され、遅延装置１１４の
出力は可変遅延装置１１６に供給される。

可変遅延装置１１６からの出力はマーカー発生器１１８
に供給されるが、このマーカー発生器１１８はＤ２と４
０ｍ５との和だけ、Ｒ波より遅延されるマーカー・パル
スを発生させる。

ここでＤ２は可変遅延装置１１６によって伝えられる可
変遅延である。

マーカー発生器１１８と遅延装置１１２からの信号は、
パルス混合器１２０に供給され、合成信号はオシロスコ
ープのチャンネル２のトレース（動脈波形を示すチャン
ネル）に供給される。

動作の際、発生器１１８から生じかつ動脈検出器９９の
位置により第３Ａ図で４１４，４１５、または４１６と
して交互に示されているマーカー・ピップは、動脈トレ
ース１０６に沿って、たとえば４１４で示される心臓収
縮が開始される位置まで移動される。

この位置は、動脈トレースの急速な上昇開始を示す位置
である。

マーカー・ピップは、遅延装置１１２および１１６によ
って同時に得られるＤ２可変遅延時間に等しい範囲にわ
たり、マーカー位置制御器１２２を使って移動させるこ
とができる。

マーカー・ピップがそのように移動されるにつれて、圧
力持続信号発生器８８によって作られかつ外圧援助を表
わす輝度増大トレースが、マーカー・ピップよりもＤ１
＋ ４０ ｍｓ （＝Ｄ３ ）の時間だけ遅延される。

使用にあたって、操作者は、まず動脈トレース１０６を
見て、マーカー位置制御装置１２２を調節してマーカー
・ピップが心臓収縮の開始を示す所定の位置にくるよう
に移動する。

この時間は可変遅延装置１１６によって与えられる遅延
Ｄ２に４０ｍ５を加えたものに等しい。

次に、遅延制御装置１２４を調節することによって遅延
装置８６が遅延Ｄ１を与え、輝度増大トレースを重拍ノ
ツチ４０９と位相が一致するようにし、それによって、
輝度増大トレースをマーカー・ピップから第３Ａ図でＤ
３で示されているような間隔に設定する。

最后に圧力持続信号発生器８８を持続制御装置１２６を
調節することによってＤ４を設定し、第３Ａ図に４１１
，４１２、及び４１３で示されているような適当な輝度
増大の長さを与えるようにする。

このようにすることによって、与圧波を心臓のサイクル
に位相合わせすることができるわけである。

即ち、与圧波の立上りが心臓にとどくときに、心臓はち
ょうど拡張を開始しているように、与圧波を与こること
ができるわけである（そのような正しいＤｌが設定され
たことになる。

なお、Ｄ４（与圧の巾）は患者にとって適切な長さに任
意調整されるものである）。

第５Ａ図〜第５Ｃ図から見られるとおり、変位装置（往
復動部材作動装置）５１０には、一端が５１４で枢軸回
転するように取付けられかつ他端が機械的リンク装置５
１６に接続される往復動部材５１２がある。

この往復動部材５１２は、機構のフレーム５２２に５２
０で枢軸回転するように支持された水圧シリンダ５１８
によって作動される。

シリンダ５１８の他端もボルト５２４とヨーク５２６に
よって、リンク装置５１６の動作軸５２８に固定される
。

動作軸５２８はさらに一般に三角形の２個のカム５３０
に接続される。

カム５３０は、軸５３２のまわりを枢動するように取付
けられる。

したがって水圧シリンダ５１８のプランジャ５３４が動
作軸５２８に力を与えると、三角カム５３０は軸５３２
のまわりを時計方向に回転させられる。

これによってカム５３０のアーム５３８が持上げられる
。

同時に、往復動部材５１２の各側でカム５３０に対し枢
軸回転するように取付けられるレバー・アーム５３９は
、往復動部材５１２を持上げるようにされる。

往復動部材５１２の表面は第５Ａ図から一部除外されて
おり、したがってダイヤフラムすなわちベロー５４１が
フレーム５２２と往復動部材５１２の間に取付けられる
様子が見られる。

第５Ａ図に見られるフランジ５４４にはベロー５４１の
下部が取付けられる。

フランジ５４４は底板５４６に取付けられるベロー支持
構造物５４３の上部であり、これとベロー５４１によっ
て、底板５４６の底と部材５１２との間の容積の大部分
を占める装置が構成され、それによってリンク装置５１
６用のハウジングが構成される。

シリンダ５１８がベロー支持構造物５４３を通過する開
口のまわりにシール５４７が備えられている。

ベローから出されるガスの出口は、排気路５５０によっ
て与えられる。

動作の際、プランジャ５３４が動作軸５２８にもたれる
ようにされ、それによって三角カム５３０が時計方向に
回転するようにされると、往復動部材５１２は５１４の
まわりを枢動しながら上がる。

すると空気は大気からベロー５４１に吸込まれる。

これと反対に、往復動部材５１２がプランジャ５３４の
引込みによって引下げられかつベロー５４１によって占
められる容積が圧縮されると、空気は排気路５５０から
吐き出される。

この方式により改良制御法が達成されるのは、特に並太
気圧で装置が動作されるとき、すなわち第１図の３６で
示されるような包囲体内に装置が包まれるときである。

さらにリンク装置も、第１図に見られるとおりケーシン
グ２４の内側の応力を最小にするので、特に有利である
ことがわかった。

ここに示されたリンク装置の特殊構造の利点を明らかに
するため、第５Ａ図、第５Ｂ図および第１図の装置を参
照する必要がある。

もちろんケーシング２４の袋２２によるかなりの偏向は
すべて回避しなければならない。

ケーシング２４が硬くなければ、その膨張は対脈搏サイ
クルの望ましい制御を困難または不可能にするであろう
。

見られるとおりの往復動部材作動装置５１０の動作は、
ケーシング２４の膨張力を最小にするようにされるのが
理想である。

たとえば往復動部材５１２が水圧シリンダおよび機械的
リンク装置の作用によって上に向けられるとき、力５６
０は往復動部材の機構自体に加えられ、したがってこの
機構を保持するケーシング２４に加えられる。

上述した往復動部材作動装置５１０を用いると、底板５
４６がはるかに軽くなるのは、それが第５Ｂ図に示され
るベクトル５６０によって与えられる引張強さに耐え得
るだけのものでよいからである。

この力によって、底板５４６は引張られるが、それに大
きな曲げ応力は一切加わらない。

さらにケーシング２４の二つの部分が第６図に示されか
つ第５Ｂ図）こ見られるようなロンド５５６と５５８に
ねじ込まれるクイック・ディスコネクト・ボルトによっ
て保持されるとき、ケーシング２４の上部セグメントと
下部セグメントを分けようとするすべての垂直力は、ロ
ンド５５６と５５８における引張応力となってあられれ
る。

この場合もまた、点５６４または５６６において垂直曲
げ運動を与えようとするモーメントは存在しない。

ケーシング２４の足部分は、その円形構造にある応力を
円形応力分布として消散するようにされ、それによって
前記応力による一切のひずみはほとんどなくなる。

曲げモーメントおよび前記応力が実質的になくなる結果
として、ケーシング２４は以前のものよりもはるかに軽
い材料で作ることができる。

第２図に示されるとおり、硬いケーシング２４は袋およ
びその機械的与圧装置を包むのに用いられる。

このケーシングは、できるだけ軽いことが好ましい。

第６図に見られるとおり、ケーシング２４には１個の上
部シェル１３１と１個の下部シェル１３２がある。

シェルはプラスチック材料で具合よく作られ、ポリウレ
タン・ホーム１３４のような硬い、低密度の、有機樹脂
ホームで内部補強される。

ケーシング２４の特に有利な点は、クイック・コネクト
およびクイック・ディスコネクト装置である点である。

足受は室１３５の間に一般に取付けられるボルト・コネ
クタ１３６は、上部シェル１３１の中に常時置かれるボ
ルトにより構成される。

ボルトには大きな頭部があり、下部シェル１３２にねじ
込むことによって迅速な接続を容易にする。

下部シェルの外周にはコネクタ部材１４２とピン１４０
があり、このピン１４０は上部シェルの外周にあるコネ
クタ部材１４４が下方に移動されるときそれに接触しな
いようにされ、上部シェルをいったん下げてから次に横
方向に動かすことによってコネクタ部材１４４の開口１
４６にピン１４０が挿入されてロックするようになって
いる。

このロックが達成されると、ボルト１３６を締付けるこ
とができる。

もう一つの重要な点は、ただ１個の液体袋２２、上部シ
ェル１３１および下部シェル１３２を有する比較的簡単
な構造を組合わせることですぐれた圧力制御に適した装
置をうろことができる点である。

袋２２による任意なかなりの偏向（たとえば圧力の中央
点で約１．５ｉｍ以上の偏向）を回避するため、足受は
室１３５間に三角の補強部分を設け、それらを一諸につ
なぐ必要があることが判明した。

この方式により、ファイバーグラスで補強されたポリエ
ステルのような軽いプラスチック材料で補強部分を作る
ことができる。

足受は室１３５自体は、その円錐形状により円形分布応
力の抵抗があるので、かなりの偏向や変形に耐える傾向
がある。

第６図のコネクタ１３６は、上部三角形補強部分１５０
を下部補強部分１５２に接続する。

上部補強部分は、樹脂型の蜂の巣材料１５４で作られる
。

必要な電気的連結及び水圧の接続は、必要に応じ包囲体
３６およびケーシング２４を貫通して行なわれる。

本発明の説明のための実施例では、往復動部材の表面積
は約６００ｄであり、またその行程は約５ｃＩｒＬであ
る。

この装置は約３００ ｏｄの排出容量を有し、これは患
者の足の圧縮性から生じる変位要求に全く適しているほ
か、上述のような圧力波監視制御装置と組合わせたとき
、ある制限された膨張性を有する構造材料を使用するこ
とができる。

一般に、往復動部材およびその作動装置は最小約１５０
０ｆｆｌの排出容量を持つように選択すべきである。

往復動部材の垂直行程は過大な速度およびそれに伴う機
械慣性と水圧慣性に関する設計・制御の問題を回避する
ため、約９ｃＩｒＬ以下に具合よく保たれる。

【図面の簡単な説明】

第１図は患者の足にはめる装置の詳細断面図であり、第
２図は往復動部材の位置を示すために切開かれた足包み
装置の平面図であり、第３図は本発明の説明に関する生
理事象の相対タイミングを示すチャートであり、第３Ａ
図は２チヤンネルのオシロスコープ上に現われる曲線に
似たものであって、心電図曲線と、中央大動脈、放射状
動脈または指における圧力で表わされる心臓鼓動を示す
いくつかの代替曲線のすべて、を示すグラフであり、第
４Ａ図と第４Ｂ図は一括して、外圧循環援助装置に用い
る独自な制御装置の接続図を構成し、第４Ｃ図は第４Ｂ
図に示した装置の代替装置の接続図であり、第５Ａ図は
装置の構成部品をより良く示すため上部軸受部分を取り
除いた本発明により作られた変位装置の平面図であり、
第５Ｂ図は装置を上向きまたは拡張位置にした第５Ａ図
に示された装置の側立面図であり、第５Ｃ図は装置を収
縮位置にした第５Ｂ図に示された装置の側立面図であり
、第６図は患者の足および袋が置かれる硬いケーシング
ならびにケーシングの迅速な接続用装置を示す斜視図で
ある。 ２０・・・・・・足、２２・・・・・・袋、２３・・・
・・・水、２４・・・・・・ケーシング、２６・・・・
・・上部部材、２８・・・・・・下部部材、３０・・・
・・・往復動部材、３４・・・・・・検出器、３６・・
・・・・包囲体、３９・・・・・・汲上げポンプ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 患者の心臓の鼓動と同期したサイクルで患者の手足
   に外圧による循環援助作用を与えるための装置で、前記
   援助が前記手足を取り囲んだ流体を充満された袋を与圧
   するための装置により達成されるようにされた装置にお
   いて、前記袋内の流体を加減するためのポンプ装置が配
   備され、前記ポンプ装置が袋の圧力を検出する装置と制
   御回路により前記袋内の圧力に応動し、また前記ポンプ
   装置が前記圧力を検出する装置に応答して前記患者の各
   心臓鼓動サイクルに基づいた独自の指令信号を受信する
   ようにされて成る外圧循環援助装置。 ２、特許請求の範囲第１項記載の装置において、前記ポ
   ンプ装置が約０．５秒の作動期間を有して成る装置。 ３ 特許請求の範囲第１項記載の装置において、前記袋
   に係合して内部の流体を与圧する変位装置を形成する機
   械的往復動部材を含んで成る装置。 ４ 特許請求の範囲第３項記載の装置において、前記圧
   力を検出する装置が、前記変位装置の位置を検出して、
   前記位置を表示した、したがって前記袋内の前記圧力を
   表示した信号を送るようにされた変位検出用モニタを含
   んで成る装置。