TW523402B - External counterpulsation apparatus and method for monitoring treatment - Google Patents

Description

523402 五、發明說明（1) 本發明係有關於用以監測療程之外部對抗搏動裝置鱼 方法，更特別的是有關於這種外部對抗搏動裝置與方法用 於控制具有改進效率與效用者。 一外部對抗搏動為-種非侵入性的無外傷的設施用於提 高及協助病患之血液循環。外部對抗搏動使用有關病患之 心臟週期的生理信號（如心電圖（ECG)、中央血壓或流動） 以調節繞在病患小腿之各組空氣壓縮壓脈帶、低束緊帶與 (或）高束緊帶（包括下臀部）的充氣與放氣時機。該等壓脈 帶循序地充氣以創造逆行的動脈壓力波，同時由四肢推動 送回靜脈血以在心臟舒張開始時到達心臟。壓脈帶在心臟 收縮開始的迅速、同步的放氣產生心臟收縮的無負荷與降 低的心臟負荷。最終結果為當心臟處於放鬆狀態而對血流 有最小抗力時於心臟舒張之際對冠動脈的漲滿壓提高、因 壓脈帶放氣之際的「吸力效果」之心臟收縮降低、及因靜 脈回流提高與心臟收縮壓降低的心臟輸出提高。 在正常操作下，當心臟收縮之際排出血液時心臟與冠 動脈旅滿壓提高。其亦應注意，心臟之工作負荷與心臟收 縮壓成比例。然而在心臟收縮之際，冠動脈血流之阻抗亦 因心肌之收縮力而顯著地提高而限制冠動脈血流。同時在 心臟收縮之際，心肌為在放鬆狀態，且對冠動脈血流劇烈 地降低。後果為雖然心臟舒張漲滿壓比心臟收縮壓低了很 多，心臟舒張的冠動脈佔了總流量約80%。 外部對抗搏動之歷史性目標為要使心臟收縮壓最小及 使心臟舒張壓最大。這些目標結合以改良能量需求與供給 、發明說明（2) 比。例如在病患有冠動脈疾病之情形中，供應至心臟之能 父至】限制。外部對抗搏動藉由提高冠動脈血流及因而增 仏應至〜臟之能篁對改善這些病患之心功能為有效的。 在/、i療％之際，病患躺在平台上。電子控制之充氣 與放氣閥被連接至牢固但舒適地繞在病患小腿之數對可調 整的壓脈帶、上束緊帶、與（或）下束緊帶（包括臀部）。壓 脈f之設計允許以相當低的氣壓（200-350mm汞柱）對動脈 與靜脈血管的顯著壓縮。 慣常地，耳垂脈搏波、手指脈搏或暫時的脈搏被用作 為時機信號以對施用外部壓力給予適當的時機，使得在動 脈被外α卩壓力產生的結果搏動恰在大動脈閥關閉時到達大 動脈根部。因而，動脈脈搏波分為心臟收縮期與心臟舒張 期。然而耳垂脈搏波、手指脈搏或暫時的脈搏可能相同地 無法反映如大動脈之真實脈搏波。因而，在外部對抗搏動 之技藝中找到大動脈閥真實的關閉時間是重要的，使外部 施用壓力之適當的充氣時機可被找到。 依據本發明，要同時決定所有氣球之適當充氣時機應 考慮一個因素。（1)在下次心臟收縮前釋放所有的外部壓 力以產生最大的心臟收縮解除負荷，即心臟收縮壓的最大 降低’（2)儘可能地維持充氣以完全運用整個心臟舒張期 而產生最大可能的心臟舒張擴大，即因外部施用之壓力所 致的心臟舒張壓提高。因此，有效的對抗搏動的一個量測 為使心臟收縮壓最小化及同時使在心臟舒張波形下之面積 與在心臟收縮波形下之面積的比值最大化的能力。此考慮 523402

五、發明說明（3) 可被用以提供決定最適放氣時機之指導規則。 進而言之，各種現存的外部對抗搏動裝置僅測量病患 之心電圖信號以針對心律不整而保護。由於對抗搏動在心 臟舒張之際對四肢施用壓力，此增加心臟舒張之動脈壓而 比靜脈壓高，血流動態與人體生理參數會顯著地變化。這 些變化有的是有益的，但有的為潛在不安全。就具有動脈 硬化與靜脈硬化的病患而言，增加内部壓力有血管破裂的 危險。此外，對四肢施用壓力不僅對動脈也對靜脈加壓， 此會造成回流到心臟之血液數量增加之結果。此會因心臟 泵動容量降低及心臟無法泵出回流到心臟之被提高的血液 數里之降級而造成心、肺病或肺氣腫。此結果會再影響人 體之動脈内的氧飽和量而造成缺氧。所以有必要除了監測 心電圖外也要監測病患之動脈壓最大值與血液中的氧飽 和，以確保病患在對抗搏動療程之際的安全。 進而言之，現存外部對抗搏動裝置的氣體配送裝置藉 由控制螺線管閥之閉啟而操作，其至今還有體積大且管路 連接複雜之缺點。此在要將整個裝置小型化及改進其可攜 帶性為不利的。 用於依據本發明治療病患及提供病患資訊之一種外部 對抗搏動裝置整體上包括數個可充氣的裝置、一加塵流體 源、一流體配送總成、一資料結構用於儲存病患資訊、及 一計算裝置。該等數個可充氣的裝置被採用以承放該病患 之下肢。該流體配送總成與該等可充氣的裝置及該液壓源 相互連接用於由該加壓流體源配送加壓流體至該可充氣的 6 523402 五、發明說明（4) 裝置。該計算裝置接收病患資訊且與流體配送總成及儲存 病患資訊之資料結構通訊。 該資料結構可為用於為接受治療之病患儲存病患人口 統計學的資訊之病患資料結構。在此配置下，該計算裝置 在病患資料結構中儲存病患人口統計學的資訊。該病患人 口統計學的資訊可包括病患身份、病患名稱與病患醫藥資 料。該資料結構可替選地或額外地為用於儲存接受治療之 病患的療程資訊之病患療程資料結構。此處，該計算裝置 在病患療程資料結構中儲存療程資訊。該病患療程資訊可 包括ECG資料、血壓資料、心跳速度資料與充氣/放氣週 期資料。 該計算裝置能在一通訊連結上通訊該病患資訊至一第 二計算裝置。該計算裝置亦可控制該等可充氣的裝置之充 氣與放氣。 依據本發明，一種以電腦實施之系統用於為由外部對 抗搏動裝置接收治療的病患記錄病患資訊，其整體上包括 -病患療程資料結構與-計算裝置。該病患療程資料結構 為接受治療之一個以上的病患儲存療程資訊。該計算裝置 被連接至該外部對抗搏動裝置、控制該外部對抗搏動裝置 之操作、及接收該療程資訊。該外部對抗搏動裝置包括一 可充氣的裝置被採用以承放該病患之下肢與一流體配送總 成與該可充氣的裝置以流體相通用於配送加壓流體至該可 充氣的裝置。該計算裝置控制加壓流體至該可充氣裝置之 配送。

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五、發明說明（〇 該計算裝置在該病患療程資料結構中儲存療程資訊。 該病患療程資訊可包括ECG資料、血壓資料、心跳速度 資料與充氣/放氣週期資料。該計算裝置能在一通訊連結 上通rfL该病患資訊至一第二計算裝置。

该以電腦實施之系統進一步包括一病患資料結構用於 為接受治療之一個以上的病患儲存病患人口統計學的資 訊。在此配置下，該計算裝置接收該病患人口統計學的資 訊並在該病患人口統計學的資訊中儲存該病患人口統計學 的資訊。 該病患人口統計學的資訊可包括病患身份、病患名稱 與至少某些病患醫藥資料。該計算裝置能在一通訊連結上 通訊該病患資訊至一第二計算裝置。 第1圖為依據本發明之外部對抗搏動裝置第一實施例 的方塊圖。

第1圖為習知技術之外部對抗搏動裝置第一實施態樣 的方塊圖。 第2圖為習知技術之外部對抗搏動裝置第二實施態樣 的方塊圖。 第3圖為習知技術之外部對抗搏動裝置第三實施態樣 的方塊圖。 第4A與4B圖為習知技術之外部對抗搏動裝置中之 控制設施的詳細方塊圖。 第4C圖為第4B圖中圖示之血壓與血氧監測設施的 詳細方塊圖。

五、發明說明（6) 第4D圖顯示壓脈帶壓力變化、手指脈搏波、與心瓣 閉啟間關係之示意圖。 第5A與5B圖為習知技術之外部對抗搏動裝置中氣 源部分的部份示意圖，分別顯示被連接至半導體冷卻裝置 與空氣調節冷卻蒸發器之空氣管。 第6圖為在習知技術之外部對抗搏動裝置中被使用的 氣球裒置之示忍圖，顯示氣球壓脈帶本體之改良結構。 第7圖為用於控制習知技術之外部對抗搏動裝置的方 法之流程圖。 第8圖為依據本發明之改良外部對抗搏動裝置的描述 圖。 第9圖為第8圖之外部對抗搏動裝置的空氣流之圖示 呈現。 第10圖為類似於第9圖之流動圖，但其上有些許之 差異。 第11圖為第8至10圖之外部對抗搏動裝置的控制 圖。 第12A與12B圖為本發明用於治療病患之可充氣的 壓脈帶裝置配合病患之ECG的相關部位使用之充氣與放 氣的圖示呈現。 第13圖為第8至12圖的外部對抗搏動裝置在操作之 際病患之ECG、閥開啟信號與該可充氣的壓脈帶裝置充 氣壓波形間之關係圖。 第14A與14B圖為可能的充氣時間超前與延遲及可 523402 五、發明說明（7) 能的放氣時間超前與延遲之圖示呈現。 第15至21圖顯示用於依據本發明之改良的外部對抗 搏動裝置之示例性充氣/放氣閥。 第22至24圖顯示用於第1至21圖之外部對抗搏動 裝置的壓力調節器總成。 第25圖為一方塊圖，揭示一個強化的電腦系統用於 監測及記錄使用依照本發明之外部對抗搏動裝置的病患之 療程。 第26圖顯示本發明之強化電腦系統用的主選單控制 晝面例。 第27圖顯示本發明之強化電腦系統用的病患資訊晝 面例。 第28圖顯示本發明之強化電腦系統用的場所資訊晝 面例。 第29圖顯示本發明之強化電腦系統用的療程控制晝 面例。 第30圖以圖形顯示第1至29圖之外部對抗搏動裝置 的充氣/放氣閥之預置時機邏輯。 第31圖為動脈根部壓力與手指體積描記波形間之時 間上關係之圖形呈現。 第32圖為在第1至31圖之對抗搏動裝置的可充氣之 裝置中充氣/放氣閥與空氣壓力波形的時機之圖形呈現。 本發明之變化及僅為釋例實施例的詳細描述參照附圖 被說明。熟習本技藝者將明白本發明之原理相等地可應用 10 523402

五、發明說明（s) 於其他實施例與應用。 第1圖為習知技術之外部對抗搏動裝置第一解釋性實 她心樣的方塊圖，其中控制設施丨〇控制氣體壓縮器加與 一組螺線管閥24。該壓縮器可以是旋轉葉片、活塞、膜 片或吹風器型式。一種適合的壓縮器為如美國專利第 5,554，103號描述之渦管壓縮器，共同地在此處被指定及 併入作為參考，其基本上由二渦管盆組成，其間有非常窄 的間隙；以其一渦管盆適用於非常高的速度（3,00〇rpm)旋 轉，而另一渦官盆維持靜止。渦管盆之扭住會徑向向内地 朝中心壓縮空氣且被壓縮之空氣由中心軸出來。在操作之 際，該壓縮器20操作以產生如加壓空氣之加壓氣體，其 經由一冷卻設施21被送至正壓力容器22内。一壓力限制 閥23在容器22上被提供，其使容器22内之壓力維持固 疋。以本發明之變形而言，該組螺線管24之閉啟被控制 設施ίο之充氣與放氣驅動信號控制。該組螺線管24包括 對應於數個可充氣之裝置或氣球與壓脈帶裝置之數個二位 置二向壓力限制闊。較多或較少可充氣的裝置可被使用， 但為了解釋的目的只畫出三個。例如，更多的氣球2 5可 被用以改良對抗搏動之合用及因而之有效性。在控制系統 之控制下，當一閥在該等二位置之第一個時其將氣球25 充氣；當一閥在該等二位置之第二個時其將氣球25放氣。 其他的閥總成，包括下面被揭示者可依照習知技術被使 用0 第2圖顯示習知技術之外部對抗搏動裝置第二解釋性 11 523402 五、發明說明（9) 實施態樣。在此實施態樣中，被控制設施1〇產生之一控 制信號對壓縮器20發信號以將氣體被冷卻設施21冷卻後 壓縮至正壓力容器22内。壓力限制閥23被提供於該正壓 力容器上以維持其固定的内部壓力。被連接於壓縮器2〇 之入口的負壓力容器26產生負壓力。控制系統1〇藉由依 照 <貞測結果發出充氣與放氣驅動信號來控制該組螺線管閥 24之閉啟。再次地說，當其在該第二位置時，其使氣球25 放氣。由氣球被排放之氣體經由該組螺線管閥24被排放 到負壓力谷器2 6。由於在氣體循環之際可能之汽漏會影 響由壓縮器被輸出之氣體數量，一壓力限制閥27被提供 以調整在負壓力容器内之負壓。當該負壓力超過某一值 時，該壓力限制閥27被開啟以注入某些數量之氣體至容 器26内。 第3圖顯示習知技術之外部對抗搏動裝置第三解釋性 實施態樣；其中該控制系統10產生控制信號且壓縮器2〇 操作以產生二份加壓氣體，一份加壓氣體被送至正壓力容 器29，而另一份經由冷卻設施21與節流閥28被送至壓 力容器28。壓力限制閥23為操作性的以調整容器22内 之壓力。元件編號30代表一個二位置五向螺旋管閥或二 個二位置三向螺旋管閥、31代表一單向節流閥、35代表 一圓筒氣體配送設施或氣缸、37為一分隔及36為一活塞。 當一充氣驅動信號被控制設施丨〇發出時，螺旋管閥對一 活塞之第一個開啟，且氣體流經由螺旋管閥3〇與節流閥 31從容器29被導人氣缸之部位！，以推動活塞由氣紅％ 12 523402 發明說明

之第一朝向第二端部。一空間部位ΠΙ由活塞36與氣缸35 形成且永遠與容器22相通，且氣球25用之通風孔循序地 4於氣缸35上’氣球25在活塞36朝向氣缸35之第二端 部移動時循序地被充氣。當放氣信號被控制設施發出時， 螺旋管閥30被移向其第二位置，且容器29内之氣體經由 螺旋官閥30進入氣缸35之部位π以將活塞推回氣缸％ 之第一端部。此時，在部位〗之氣體經由螺旋管閥3〇被 排放’且氣球25内之氣體被排放至負壓力容器26。為加 速放氣，螺旋管閥34同時亦被開啟，且由氣球被排放之 氣體被排放至二負壓力容器26與33。負壓力容器33被 壓縮器32之輸入部分維持於負壓力。被排放之氣體亦被 壓縮器32之輸出部分送至容器22。

在放氣階段之際，於此實施態樣中，若被加壓之氣球 25僅被排出至大氣中，氣球之排氣可能未被完成，而有 殘留的氣體對氣球壓脈帶所圍繞之組織塊加壓，減少在人 體内大量所需之血管空間以接收由心臟被排出之血量。此 會降低外部對抗搏動解除心臟收縮血壓與減少心臟工作負 何之能力。添加負壓力容器26，33可用作為在心臟收縮 開始時有效且迅速地排出氣球25内之加壓氣體，而確保 下肢完全沒有壓力，促成在心臟舒張期先前已被壓縮且騰 空之血管作用成吸力源以協助心臟排出血液及解除心臟收 縮血壓之負荷。此外，負壓力容器26 , 33確保螺旋管閥 30，34之平順操作並防止大量的加壓氣體洩漏排放至大 氣中。此封閉的氣體系統亦降低被螺旋管閥之閉啟與空氣 13 523402

五、發明說明（11 ) 逸出該系統之動作所產生之雜訊。然而，其應被注意到， 在本發明之每種變形、實施例或應用中可能不一定需要負 壓力容器。 進而言之，在外部對抗搏動之正常操作之際，氣球25 在充氣期總是有加壓空氣之某些洩漏。為補償此洩漏及轉 保有適當的空氣被供應至壓縮器20以產生5至15 psi範 圍之空氣壓力，如使用真空限制閥、真空泵或壓縮器或其 某些組合之成漏補償設施被提供。該補償設施之例為被設 定為負100 mm Hg之被連接於負壓力容器26的真空限制 閥27。當負壓力容器低於負1〇〇 mm Hg時，真空限制閥 27為開啟的，且空氣被吸入容器26以提供更多空氣至壓 縮器20之入口。 習知技術之一變形包括一氣體配送系統35，其如第3 圖顯示地包括一注射管型式之系統以一方向推動活塞而提 供氣球之循序充氣，即離心臟最遠之氣球25(未畫出）第一 個被充氣。氣球開口被置於氣红兩側，連接至左與右肢以 及臀部。每一側的氣球數可為2至8個。此係藉由在活塞 36如第3圖顯示地由左移動至右時連接離心臟最遠的氣 球至最近活塞之氣缸部位而被達成。此氣體配送系統使用 加壓空氣以沿著氣缸設施35來回移動活塞36，比起使用 笨重、吵雜且耗電的螺旋管充氣與放氣閥可產生安靜的操 作而不需耗用太多電力，而消除習知的外部對抗搏動裝置 最吵雜的部件之一且實質地降低電力耗用。同樣的，螺旋 管閥30對氣缸35之部位„正常地開放闕而在電力故障 14 五、發明說明（12) 時連接部位II至正壓力容器29、將活塞36向第3圖左邊 移動、將所有氣球25曝現於負壓力容器，而使所有氣球 25放氣並降低引發病患外傷之可能性。 第4A與4B圖為習知技術之外部對抗搏動裝置用的 解釋I*生控制系統之洋細方塊圖。控制系統使用阻抗心臟計 偵測大動脈之血流、心瓣之精確關閉與外部對抗搏動壓產 生之搏動波。元件標號1代表電極，其以圖示之目的被畫 出。電極之位置與型式不可被視為設計或組配上之限制。

如顯示者，偵測電極1由第4A圖定位之五個點電極 1組成··電極A位於左耳根或左乳、電極D位於劍狀軟 骨隆起處、電極B位於鎖骨下左胸骨左邊、及電極c位 於第四與第五肋骨間左胸骨左邊。電極A，D二者為阻抗 電流電極，且高頻率之固定電流由此二電極被施用至人 體。電極B，d為制器電極用於測量錢阻抗信號， 其可由胸部空間之大動脈的血流被導出。一基準電極E 位於第十肋骨之左前部，且在電極C，E段 ’ E間所獲得之一信

有表示心瓣關閉之波形中的急降。

523402 五、發明說明（l3)

血流阻抗信號將比電極B，c所侦測的信號弱了很多。在 外4對抗搏動之際將有二額外的信號被一對侦測電極B， C與對基準電極c，E偵測：即對抗搏動壓產生之逆行 血流阻抗與人為動作信號。由人為動作來之信號將其本身 以大致相等的振幅呈現至各對電極B，c及c，e，而由 對抗搏動來之信號於基準電極C，E將比於偵測器電極B， C者大，原因在於基準電極之位置較靠近對抗搏動血動態 效應。隨後，由偵測器阻抗信號來之基準阻抗信號的減除 將由對抗搏動提供顯示心瓣關閉時間與逆行流之相當清楚 之血流阻抗信號。此種信號處理被習知為自我適應過濾處 理。藉由調整氣球之充氣開始，逆行血流信號可被前進或 退後以與心瓣關閉相符而提供最適的對抗搏動時機。此 外’如包括於控制系統1 〇内之電腦可實施該最適時機調 整。

控制系統10進一步包括一高頻固定電流源2、一放 大器一濾波器電路3、一心阻抗信號放大器一濾波器電路 4、及一基準阻抗信號放大器一濾波器電路5。該高頻固 定電流源2含有：一電晶體振盪器、振幅限制放大器、帶 通濾波器及電壓一電流變換器，以獲得被電極A施加至 人體之穩定高頻率且穩定振幅之電流以量測該阻抗。用於 心電圖信號之放大器一濾波器電路3含有：一低通差別放 大器與帶通放大器一濾波器電路，其放大及過濾由電極B 與C被獲得之人體心電圖信號。該心阻抗信號放大器一濾 波器電路4與基準阻抗信號放大器—濾波器電路5提供適 16 523402 五、發明說明（l4) 應性處理，包括一帶通放大器一濾波器電路、一偵測器、 一低通濾波器、及一差別電路。該等信號放大器一濾波器 電路放大及過濾由電極B，C被獲得之心阻抗血流信號與 由電極C，E被獲得之適應性處理的阻抗基準信號。控制 系統10亦包括驅動電路8、一電腦系統7與一 A/D變換 器6。該A/D變換器將心電圖信號、心阻抗血流信號與阻 抗基準信號變換為數位信號並將之輸入電腦系統7。該電 腦系統7顯示該波形、偵測心電圖之qrs曲線、指示脈 搏速度之上下限、實施阻抗血流信號與阻抗基準信號之適 應性處理、測量波形之特徵點，如心瓣關閉與終端心臟舒 張與心臟收縮振幅、及透過驅動電路控制外部對抗搏動裝 置之充氣與放氣時機。 第4B圖亦為釋例性控制系統1〇之詳細方塊圖，其 中血壓與血氧監測設施9進一步被添加至第4A圖顯示之 基本系統。第4C圖為第4B圖之血壓與血氧監測設施9 的示意方塊圖。第4D圖顯示壓脈帶之壓力變化、手指脈 搏波與心瓣閉啟間的關係。 參照第4C圖，用於容納加壓氣體之容器22經由管 子19、即流閥14及螺旋管閥15中之通路將一壓脈帶13 充氣。螺旋管閥15為電腦系統7所控制之二位置三向閥。 螺旋管N 15之另一通路為壓脈帶13之排氣通路，其排放 率被節抓閥14控制。在血壓量測啟動之際，螺旋管閥u 之充氣通路開啟，容器22中之加壓氣體經由管子i9與節 流閥14將容器22充氣至一預設值，動脈以此被封鎖。、當 523402

五、發明說明（l5)

螺旋管閥15之充氣通路關閉且放氣通路開啟，壓脈帶13 内之氣體經由螺旋管閥15與節流閥14緩慢地排放，且壓 脈帶13内之壓力如第4D圖之“a，，曲線緩慢地下降。當 壓脈▼ 13内之壓力等於或緩慢地低於第4D圖中顯示之 曲線“b”（對抗搏動前之心臟收縮壓及對抗搏動之際的心 臟收縮對抗搏動壓）時，被封鎖之血管瞬間地開放。此時， 手指脈搏換能器16亦將偵測如第4D圖之曲線“c”顯示 的迅速變化脈搏波。此表示最大動脈壓之到達。在此時被 壓力換能器12偵測之壓力為最大動脈壓。參照第4c圖， 壓力信號用之放大處理電路U與脈搏信號用之放大處理 電路17產生放大後之壓力與脈搏信號，其被電腦系統7 收集與處理用於實施病患血液之飽和氧的對應之對抗搏動 控制與計算。 物理定律說當空氣被壓縮時會產生熱。在資料對抗搏 動中，約25立方呎之空氣被壓縮為5至 15 psi之壓力，

此視環境與壓縮設施之效率而定，可產生攝氏至9〇度 之溫度的氣球。當具有此高溫加壓氣體被送至氣球25時 (此與病患皮膚緊密接觸），會造成病患皮膚擦傷、烫傷、 或至少感到不舒服。因此在本發明之某些實施例中需提供 設施以冷卻加壓空氣。一般而言，任何冷卻設施可在本發 明被運用，包括在大氣中露出連接該壓縮設施至正壓力容 器之長件線圈或金屬管、以空氣吹過承載加熱氣體之金屬 管線圈、如用於汽車散熱器之水冷卻、流動之冷卻水或空 調等。

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五、發明說明（U) 第5A與5B圖為習知技術之外部對抗搏動裝置之氣 體或加壓空氣的部分示意圖，圖示被連接於冷卻設施之氣

體管39。在第5/ 卻裝置。在第5B 5A圖中，冷卻設施21為半導體型式之冷 5B圖中，冷卻設施21為一種水冷裝置。 或者，如第2圖顯示者，該冷卻設施可為一風扇。其他適 當的冷卻機構可被使用。管子39可如第5A圖顯示地包 括翼38與（或）熱隔離材料4〇。 外部對抗搏動裝置運用緊繞著下肢包住之壓脈帶而以 氣球被置於壓脈帶與身體間。當加壓氣體被充氣到氣球内 時’壓脈帶亦因其材料之彈性與可伸展性而向外擴張。適 當的壓脈帶與氣球裝置在美國專利第5,554,103號中被顯 示及描述並納於此處作為參考。更重要的是當加壓空氣被 用以向外擴張壓脈帶時，氣球内之壓力不會迅速地被建 立、降低組織塊與其下血管之壓縮比率、造成朝大動脈移 動之較慢的外部對抗搏動脈衝波。此降低對抗搏動之有效 性以提高冠動脈之漲滿壓，因而發展側枝循環（即在心肌 (心臟）中形成一組新的血管以繞過在冠動脈之阻塞）。所 以，習知技術提供很小或沒有伸展性或彈性之堅硬或半堅 硬材料的壓脈帶41，使得導入氣球25之加壓空氣不會造 成壓脈帶41之變形或擴大，而需要的加壓空氣較少並降 低能量損失。進而言之，壓脈帶41中堅硬或半堅硬材料 的使用將形成迅速之充填、周圍組織塊之較快壓縮及因而 有較激烈的逆行搏動波運行至大動脈。 第6圖為習知技術之氣球裝置41的示意圖。圍繞氣 19 523402 五、發明說明（l7 ) 球25(在第6圖中未晝出）之氣球壓脈帶本體44係由某種 韌性與硬度之塑膠材料（如聚丙烯）、鋁、或其他金屬片做 成，而非皮、布與帆布，降低氣球壓脈帶本體44之不可 充氣性及伸展性。管狀的氣球壓脈帶本體44可被製作以 配合上肢、下肢，且其他氣球壓脈帶本體44可被製作以 配合臀部，使得氣球壓脈帶本體44緊密地圍繞人體，不 會有空隙且防止滑動。不同尺寸的氣球壓脈帶本體44應 被長:供以符合不同人體形狀之需要。氣球壓脈帶本體44 可用熱可變化的材料被預先製作、預鑄或成形以容納任何 必需之形狀。其很多塑膠形式之材料在被加熱到攝氏5〇 至60度變得可撓曲的且可被塑製成不同的形狀，而在溫 度到大致20至30度C之室溫時將變得堅硬且不可膨脹 的。這類材料在美國市面上可購得，如整形外科所用之 Orthoplast。 一般而言，存在於壓脈帶41與被圍繞之人體間之任 何二間除了氣球25所占用者外被習知為死空間，因其為 充氣/放氣閥與氣球充氣裝置間之配管或其他液體導管之 額外長度所致之任何非必要的容積。根本上要儘可能地減 少此死空間，使得在以最快速之方法將氣球充氣至所需壓 力時所需的以加壓空氣為形式之能量為最少。此將降低壓 縮之大小與能源耗用、降低噪音水準，及因而減小該外部 對抗搏動裝置之總尺寸。 為達成緊密配適人體及減少死空間之目標，適當的填 襯43可在氣球25與氣球壓脈帶41被提供。該填襯可 20 523402 五、發明說明（is) 為不定形材料（如水、粉或細砂等）之袋子或成形材料（如 橡膠）做成之三角形墊片；該成形器可形成一壓力承受表 面，其在承受壓力時可配適人體之壓力承受部位；而後者 可藉由僅是移動填襯43而符合各種病患人體外形之需 要，以避免提供各種尺寸之氣球壓脈帶41的需求。此外， 為了防止病患皮膚因對抗搏動之際所產生的振動而被擦 傷，氣球壓脈帶本體44必須為光滑的，此可藉由向其邊 緣向外翻轉或用軟材料（如布、海棉等）包住邊緣而被做 成。同樣地，氣球壓脈帶本體44可用單件材料被做，或 以分離的件被製作，其以鉸鏈42被耦合在一起，以促使 壓脈帶容易地被關閉或開啟。一旦適當尺寸之氣球壓脈帶 本體44被選擇或裝配填襯43被嵌入氣球壓脈帶41以配 合病患之特定體形，此處氣球壓脈帶41將緊密地環繞病 患之對應的部位，然後固定帶45被束緊且對抗搏動可開 始0 為減少此死空間及其對系統之“緩衝壺，，效應為將充 氣/放氣闊置於儘可能靠近脈搏不可充氣之裝置，例如在 病患治療平台本身或其下方。 第7圖為習知技術之外部對抗搏動裝置一控制方法的 流程圖，其包括··在步驟1〇1，藉由使用偵測器電極1、 高頻固定電流源2、及心電計與阻抗信號放大器一濾波器 電路設施3，4與5獲得一阻抗心電圖與具有在對抗搏動 狀態中清楚且穩定波形之心電計信號，其被電腦系統7收 集及顯示；在步驟1 〇2，較佳地經由電腦系統7偵測心電 21 523402 五、發明說明（19) -

計信號之QRS波；在步驟1G3 ,實雜抗血流信號之適 應性處理；在步驟104，較佳地經由電腦系統7藉由偵測 在自找適應性濾、波處理後之阻抗心電計獲得對抗搏動血流 波之開始點；在步驟105，較佳地經由電腦系統7由心電 計信號之R波的時段與對抗搏動血流波之開始點計算資 料用於控料部對⑽動裝置之域與放㈣機；在步驟 106，藉由制波形之尖峰振幅與阻抗心電計之心臟收縮 波及對抗搏動波之期間長度獲得反映對抗搏動之治療效果 的客觀指標；以及在步驟1G7，用電腦㈣7控制外部對 抗搏動虞置之充氣與放氣。為了病患在對抗搏動之際用血 壓债測器設施铺測病患之血壓狀態；以及在步驟1〇9，在 對抗搏動之際用血氧偵測器偵測病患之血液氧飽和量。若 所偵測之血壓值超過一預設值或血氧飽和量低於一預設 值，則電腦系統7指示裝置停止對抗搏動。

外部對抗搏動療程可能的併發症包括肺氣腫與腦溢 血。肺氣腫可能因左心室衰竭引發，通常以偵測到動脈血 之氧飽和量由95-98%之正常值迅速降到低於85-9〇%而 被偵測。監測氧飽和為用於因左心室衰竭所致之肺充血的 敏感參數。氧飽和可用市面可購得的脈搏血氧計被監測。 進而言之，腦溢血通常因動脈高血壓所致。由於有效的外 部對抗搏動可使心臟舒張壓尖峰高於心臟收縮壓達4〇至 60mm Hg ,故重要的是不僅在啟動外部對抗搏動前要測量 病患的體息血液（使得高血壓病患可在對抗搏動治療前被 處置以降低其血壓），在治療之際監測其尖峰動脈血壓以 22 523402 五、發明說明（2〇 ) 確保血壓尖峰值不會比休息心臟收縮壓高40至50mm Hg 也是很重要的。在對抗搏動之際使用任何目前可用的量測 方法來測量血壓歷來為困難的，原因在於人為動作與吵雜 的環境。習知技術提供設施以精確地決定尖峰血壓而產生 消除如腦溢血之危險併發症的關鍵參數。 一封閉迴圈之控制程序被電腦系統7如下地被實施。 在對抗搏動開始時，電腦自動設定氣球充氣時間為在心電 什之T波結束時。由於在對抗搏動波到達大動脈前之延 遲’大動脈閥之關閉點與對抗搏動波之開啟點可被電腦系 統7由心臟阻抗血流圖被偵測。電腦系統7依據此二點間 之時間差調整外部對抗搏動裝置之充氣時機以將對抗搏動 波之開始點逐漸朝大動脈之關閉點移動。電腦系統7在逐 漸媒合此二點時亦因對大動脈關閉自動依據之對抗搏動效 應而用Bazett公式（TQT=KV^；)計算大動脈關閉時機。 用Bazett公式被計算之時間qt在大動脈閥於心電計之q 波後的關閉時機已被偵測時被取得。此使得對抗搏動波之 開始點落到以大動脈閥關閉時機為中心的範圍内。在逐漸 媒合此二點的程序中，對抗搏動波開始點之依據會被由心 臟來之血液排出及胸内血流之變化而受到影響。若為如 此，電腦系統7藉由決定所偵測之對抗搏動波開始點與充 氣時機間之時間差而決定對抗搏動波到達大動脈之中央區 域與病患下肢加壓之其成形間的時間延遲。電腦系統7調 整對抗搏動充氣時機使得在時間延遲後形成之對抗搏動的 開始點落到以大動脈閥關閉時機為中心之一範圍内。電腦 23 523402 五、發明說明（2i) 系統7將之在對抗搏動之際維持此範圍内而實施迴圈控 制。 依據本發明之外部對抗搏動裝置之一實施例以第8圖 開始被圖示及描述。外部對抗搏動裝置2〇1包括三個基本 要素總成，即一控制終端機總成202、一治療台總成204、 及一氣球充氣/放氣總成206。該控制終端機總成2〇2被 安裝用於在輪子214由一處移到他處，及類似地治療台總 成204被安裝用於在輪子214由一處移到他處。此處所使 用之「輪子」一詞係包括腳輪、滾輪、執道式帶子或其他 可鎖定或不可鎖定之輪式裝置被組配以允許該等要素被加 輪由一處移到他處再被鎖定以保持所要的位置或處所。該 控制總成202 —般包括一使用者介面裝置，如電腦監視器 或觸摸螢幕220 ’及一箱子或罩殼222，下面被描述之各 種要素被置於其中並被罩住。 治療台總成204 —般包括在一有關節的部位226上之 一上表面205與一水平部位228，而該有關節的部位226 係與水平部位228用鉸鏈連接或可旋轉地相互連接以便調 整（用手動或動力驅動）至與該主要水平部位相對成數個角 度位置。就此而言，其應注意該有關節的部位相對於該主 要水平部位之成角度的位置較佳地限為一角230，其為水 平上之30度。因此，利用治療台總成204之電動機驅動 之升降總成224與該有關節的部位226，接受治療之病患 可容易地被定位於上表面2〇5上被升到所要的工作高度， 並藉由相對於該主要水平部位228調整該有關節的部位 24 523402 五、發明說明（22) 226以達成舒適。就此而言，其應注意該電動機驅動之升 降總成224較佳地包括一限制開關或其他限制裝置（未晝 出），其將該治療台之水平主要部位228的頂端或上表面 之升高限於由地板或治療台總成2〇4所在之其他表面起算 的24英吋與36英吋高度之間。 第9與10圖為外部對抗搏動裝置2〇1之加壓氣體（較 佳地為加壓空氣）流動配置之示意或圖示呈現。裝置2〇1 較佳地包括一空氣入口 /過濾總成232、一消音器233、其 可如第9與10圖對照顯示地位於壓縮器234前或後、一 壓力槽236、一壓力感應器/換能器總成238、一壓力安全 釋放閥240、及一壓力調節器242。一溫度感應器239如 第10圖顯示地亦較佳地被包括。所有這些要素較佳地被 罩於控制終端機總成202之箱子或罩殼内。 管連接總成244被用於迅速將上述要素與安裝於治療 台總成204上或與之有關者連接與鬆開。此類治療台總成 之要素包括一閥歧管246(如第10圖顯示），數個可循序操 作的充氣/放氣闊248，250與252，每一個分別具有相關 的壓力換能器/感應器254，256與258。一連接/鬆開總成 260被提供用於迅速且容易的使充氣/放氣閥248，250與 252分別與氣球總成206之其相關的可充氣之壓脈帶裝置 208 ’ 210與212連接與鬆開。 第Π圖以圖形顯示外部對抗搏動裝置之各種要素之 電氣/邏輯/控制相互連接。該控制終端機總成202包括一 電源264饋送電力至一電腦Cpu總成219，其包括上述 25 523402

五、發明說明（23)

的使用者介面監視器220以及其他輸入與鍵盤提供，以及 經由一電力變換器與向上接線夾總成266饋送電力至壓縮 器總成234。該電力變換器與向上接線夾總成以可變的頻 率將送至壓縮器之11〇/120 VAC 5〇/6〇 hz的電力變換為三 相220 VAC，並在較佳地大約3至5秒的期間提高電力至 預先選定之功率位準。在病患之外部對抗搏動療程開始時 而有電力供應給三組充氣/放氣閥，以及提供電能之基準 線要求至與外部對抗搏動裝置2〇1相關之電腦cpu總成 219、使用者介面監視器22〇與其他電子元件。此會形成 達到或甚至超過30安培之電力突波。此電力需求對大多 數豕用供電系統是太高的。因此，該電力變換器與向上接 線夾總成266包括一可變頻率之電晶體化反相器（如 Mitsubishi型號FR_E52(M 5K)，以使在上述較佳地3至5

秒期間緩慢地將壓縮器之供電向上加以斜波處理。該電力 ，憂換器與向上接線夾總成266變換110/220 VAC 50/60 hz 之線輸入為一相位220 VAC其具有〇 hz至預設頻率（如72 hz)之可變頻率。因而，壓縮器總成234之操作與輸入線 之頻率獨立無關’且其不需有突然的電力突波以啟動壓縮 器。此種「軟啟動」未發現在有效性或安全性上會影響外 部對抗搏動裝置201之操作。 就使用者友善性而言，系統2〇1之各種相關的功能被 刀組以便容易且邏輯的操作。所有與病患相關的輸入（病 μ ECG、手指體積描述器、病患呼叫按鈕等）位於一處， 即在冶療台總成204上。如印表機輸出、病患信號、輸出、

26 五、發明說明（24) 服務佗諕、輸出等輸出亦被分組於一處，較佳地於控制終 端機總成上。操作者為了調整裝置2G1之績效的目的之輸 入全部顯不在使用者介面監視器22〇的觸摸螢幕上，並包 括充氣/放氣時機、所施用之壓力的幅度與上面討論的其 他重要 > 料·包括病患ECG、充氣/放氣時機之圖形呈現、 手才曰體積描計用於監測適當的時機調整與其他操作因素。 所有上述的控制與特點被組配及被計算以提供對病患 下肢之循序的加壓，其在充氣壓脈帶裝置2〇8被施用之最 末梢區域、隨後為可充氣壓脈帶裝置212被定位的中間區 域、及最後在病患腿或臀部區域之上層端部用可充氣的壓 脈帶裝置212加壓。此順序在第12a與12B圖中以圖形 表示’而如第12B圖顯示地在靠近ECG週期結束發生處 將所有壓力排放至可充氣裝置208，210與212。此關係 亦在第3圖中被顯示，其並列ECG信號277、閥開啟信 號283與可充氣的壓脈帶裝置壓力波形285。如第14A與 14B圖顯示者，該充氣時間可被操作者在某些最小值與最 大值間被提或延後。 第15至21圖顯示解釋性之充氣/放氣閥248，其應 被視為典型的充氣/放氣閥250以及252。該等充氣/放氣 閥248(與250及252)較佳地為可活動旋轉之蝶式閥片， 其可用氣動或在較佳實施例中用電動被各別的操作者289 在一本體部位288之相反端部加以啟動用於控制可轉動之 轉子290。裝在滚子290的是蝶式閥元件292與294，其 開啟及關閉被連接於各別的或相關的可充氣壓脈帶裝置 27 523402 五、發明說明（25) 210或212之充氣/放氣埠296，而蝶式閥元件294 為可活動旋轉的，以開啟及關閉充氣/放氣埠296與放氣 埠297間之流體相通。該動作迅速的操作者290個別地利 用此處被描述之系統啟動及控制以提供可充氣的壓脈帶裝 置208，210與212的適當充氣/放氣時機及循序的操作。 該蝶式閥元件與其相關的轉子29〇較佳地藉由開啟與關閉 位置間大約60度之最大旋轉角旋轉。 較佳的是，穿過輸入埠與充氣/放氣埠間之開口的每 一蝶式閥之充氣通路比起充氣/放氣埠與放氣埠間放氣通 路多；有受到限制，此限制在放氣側比充氣側約大於2〇 至30百分比以允許該可充氣的壓脈帶裝置之放氣速度與 充氣速度相同，其原因在於之事實為在入口 295之加壓氣 體或空氣與充氣/放氣埠296間之壓力梯度比起充氣埠296 與放氣埠297間之壓力梯度高。 較佳的是，蝶式閥元件292與294以及其相關的轉子 290使用15伏特DC之連續電力或5〇亳秒脈衝之27伏 特DC降到15伏特保持電壓被旋轉的螺旋驅動。此低耗 電不僅對降低整體電力需求也對降低熱輸出都是重要的。 為了安全與其他迅速動作之目的，放氣蝶式閥元件 294正常下是開啟的（如在沒電的狀況）且充氣蝶式閥元件 292正常下是關閉的。因而在失去電力的情形中，充氣閥 元件292會關閉且放氣閥元件294會開啟，以允許由可充 壓脈帶裝置來之空氣放氣及排放為大氣壓力。 每一蝶式閥元件292與294可被開啟50至300亳秒， 28 523402

五、發明說明（26) 較佳地疋被開啟1 00至200毫秒，以讓由上述容器來之加 壓空氣在心臟舒張之際進入該可充氣的壓脈帶裝置。如上 述者，充氣閥之時機與開啟次數為可變的以正確地對應病 患之心跳速度，但較佳地不小於100毫秒之期間。在心臟 舒張結束時，放氣蝶式閥元件294開啟（就算沒有電）一段 50至300毫秒。其欲於使放氣蝶式閥元件294之開啟期 間依據心跳速度而為可變的，但在正常操作時開啟時間不 小於120亳秒。其應注意使用三向閥做為備選為可能的。 然而若此三向閥在由充氣切換為放氣埠且反之時防止交叉 洩漏是很重要的。 如第22與23圖顯示，該釋例性壓力調節器總成242 為圓頂負載比例控制壓力釋放閥較佳地為上面的壓力槽 236提供約1至1〇 PSIG之調整範圍。在外部對抗搏動裝 置201啟動之際，該壓力調節器閥圓頂被鑽孔通至大氣。 一旦壓縮器開始將壓力槽加壓，壓力調節器之控制閥部位 仍開啟得很大至排放埠，提供最小的槽壓力建立。此最小 槽壓力透過一流控制孔供應至伺服器室及圓頂負載螺旋 管。在沒有圓頂壓力時，伺服器室孔閥開啟並將伺服器壓 力排放為當地周圍的壓力。該圓頂傾卸螺旋管（正常下對 當地周圍為開啟的）被接電而封住圓頂。該圓頂負載螺旋 管被接電，且圓頂壓力緩慢地提高，造成圓頂隔板向下移 動而關閉伺服器孔閥。現在伺服器室壓力迅速地提高，將 伺服器隔板向下移動並關閉該控制閥。壓力槽之壓力現在 開始升高。 29 523402 五、發明說明（27) 在所欲之壓力槽壓力時，圓頂負載螺旋管之電力被切 斷。現在該控制閥企圖維持預設的所欲之槽壓力。若槽壓 力提高，圓頂隔板向上移動，讓伺服器室孔閥開啟。此降 低伺服器壓力’讓控制閥開啟而降低已升高之槽壓力至所 欲之設定點。該控制伺服器室壓力將維持該控制閥於要維 持所欲之預設、預先選擇的槽壓力所必要的開啟程度，而 允g午壓縮器流動排放至有消音之排氣系統。當旋轉螺旋管 充氣/放氣閥開啟時，槽壓力之突然下降會發生。此突然 下降被瞬間向下移動而關閉伺服器孔閥之圓頂隔板偵知。 該伺服器室壓力立即建立，造成控制閥關閉使得壓縮器可 補償槽壓力突然降到所欲之預設水準。若後續的可充氣之 壓脈帶裝置的操作造成槽壓力下降，該控制閥維持關閉 的，使得槽壓力可在可能的最短時間内恢復到所欲的預設 壓力水準。當可充氣的壓脈帶裝置208，21〇與212被排 氣，該槽壓力因壓縮器瞬間提供加壓氣體至槽内之事實而 迅速地恢復。當所欲的槽壓力設定點被達成，感知已增加 了槽壓力之圓頂隔板向上移動而開啟該伺服器室孔並降低 伺服器室壓力至維持該控制閥開啟於一位置之值，其使槽 壓力維持於該所欲的預設值並使壓縮器流動排放入消音器 與排氣系統。 ° 較佳的是每一圓頂控制螺旋管在24伏特Dc，〇 6瓦 特操=。該孔較佳地為Q 31英对直徑，且其負載與放流 螺旋管為雙向二位置螺旋管，而孔螺旋管較佳地為三向二 位置螺旋管。該負載為雙向通常被關之螺旋管，使用24 30 五、發明說明（28) 伏特DC以提高圓頂壓力。該放流圓頂為雙向通常被關閉 之螺旋管，使用24伏特DC以降低圓頂壓力。該圓頂孔 蜂在電力切斷時對圓頂壓力為開啟的，而用對螺旋管之供 電關閉孔埠並允許圓頂壓力提高。電力故障造成孔埠開啟 及流通圓頂壓力，此對應地會流通槽壓力。 第25圖揭示一強化的電腦系統318用於監測與記錄 由本發明之外部對抗搏動裝置接受治療的病患療程。如先 則描述者’電腦系統3丨8被用以控制外部對抗搏動裝置之 操作。依照本發明之另一層面，該強化電腦系統2〖9為進 一步可操作的以監測及記錄病患之相關的療程資訊。 更明確地說，該強化電腦系統318包括一病患資料庫 用於儲存一個以上之病患人口統計學的資訊；一病患療程 貝料庫322用於儲存一個以上之病患療程資訊；一場所資 料庫324用於儲存有關病患治療場所之資訊；以及一計算 裝置219。為了說明之目的，計算裝置219之較佳實施例 為具有相關觸摸螢幕監視器與鍵盤22〇之個人電腦（pc)。 在此情形中，該資料結構在與該個人電腦相關之儲存裝置 (如内部硬碟）内被定義。 〇如下面詳細被提及與描述者，該使用者介面監視顯示 器220較佳地為一觸摸螢幕用於容易地監測病患療程狀 態、療程參數與其他相關的資料，並提供對控制作業調整 之月匕力士口第29圖顯不者，該使用者介面監視或觸摸榮 幕顯示器220在顯示器左上角部分包括病患資料謂，其 與病患資料庫通訊以允許操作者為每一個新病患創立一病 523402 五、發明說明（29 患樓，及允許系統或裝置就病患之適當用量追蹤累積的療 程時間。 操作之簡單啟動與終止用顯示器之頂端_行的三個按 鈕被完成，即一開始按鈕271用於療程之啟動與繼續、一 待命按紐273㈣以在每當病患需要休息、上盥洗室時將 外部對抗搏動裝置201置於「保留」，或暫時停止療程， 及當病患回來時恢復以完成療程。就此而言，療程時機功 能在此暫停時間之際不會運轉而記著總有效療程時間。一 離開按鈕275被提供以就特定病患停止療程及在病患資料 庫中記錄經過時間以在未來療程中使用。 ECG顯示277被包括時機標記條279被疊於ECG信 號上以便容易辨識充氣與放氣時機，其被充氣/放氣顯示 281顯不。該等時機標記為相同振幅之信號不會被誤判為 雜訊，且可被接通或切斷用於ECG信號之適當的辨識。 該等時機條亦辨識觸發信號（將針對ECG之R波被檢查） 以及充氣與放氣時間，其展示外部壓力被施用時之心臟循 環期間。此促成操作者容易地辨識及驗證當心臟泵動或噴 出血液時其在心臟舒張之際不會使壓脈帶充氣。使用者介 面監視器220亦可包括充氣與放氣時間之數位顯示、被施 用至病患之外部壓力的幅度之數位顯示、在目前期間之際 此病患之所欲治療期間的數位顯示，其可數位地被增減， 而療私之預置值較佳地為6 0分鐘。經過的療程時間之數 位顯示亦被提供，且三對充氣/放氣壓脈帶裝置可被各別 地接通或切斷，此狀況可在顯示畫面之右下角容易地被辨 32 523402 五、發明說明（3〇 識及顯示。

第26至29圖說明一些解釋性的控制晝面，其有助於 更瞭解強化電腦系統320之功能。如第26圖顯示者，主 選單畫面326讓操作者由四個選項中選出一個：（a)病患 資訊、（b)場所資訊、（c)ECP療程或（d)系統診斷。病患資 訊與場所資訊允許操作者分別鍵入病患資訊與診斷場所資 訊至系統内。ECP療程選項允許操作者監視及控制病患之 療程，而系統診斷選項允許操作者為訓練操作者與（或）測 試外部對抗搏動裝置設備之目的模擬病患之療程。

參照第27圖，病患資訊晝面328讓操作者輸入與（或） 編輯一個以上之病患人口統計學的資訊。該病患人口統計 學的資訊可包括（但不限於）病患姓名、位址、電話號碼、 生曰及有關的病患醫療處置的文件（包括藥物處理、病史 及影像檔如X光、ECG波形、磁共振影像、超音波影像、 血動態影像等）。一旦此資訊就新的病患被鍵入，其可儲 存於病患資料結構320内。每一新的病患亦可被指派一隨 機產生之病患身份號碼被儲存於病患資料結構32〇内。 類似地，場所資訊晝面320讓操作者輸入與（或）編輯 與第2 8圖之診所場所有關的資訊。此場所資訊可包括（但 不限於此）診所名稱、地址、電話號碼、傳真號碼、配於 δ玄移所之醫師姓名。此場所資訊被儲存於場所資訊資料結 構324内。 第29圖顯示基本療程控制晝面332用於監控被本發 明之外部對抗搏動裝置提供之病患療程。病患人口統計學 33 523402 五、發明說明（μ 的貝Λ 334之至少某些部分可在使用者介面之左上角被顯 示。在使用者介面之頂端有三個操作按鈕。一開始按鈕 允α午操作者開始治療病患。一待命按鈕允許操作者暫 知或彳Τ止對病患治療。其企圖治療暫停將允許操作者連接 ECG電極至病患、設定充氣/放氣週期、修改充氣/放氣週 期或對處理過程之輕微調整。一離開按鈕340允許操作者 離開始治療模態。

特別重要的是，病患療程資訊永久被顯示於使用者介 面的中、。上波形342為由病患取得之心電圖（ecg)信號。 如熟習本技藝者明白的是，ECG信號之R波部分典型地 被用以監測病患之心臟循環。下波形344為指示病患血壓 之壓力彳5號。5亥壓力#號亦被用以監測病患之心臟循環 以及監測被外部對抗搏動裝置施用至病患之對抗搏動波。 在一較佳實施例中，該壓力信號進一步被定義為由手指體 積描述器探針接收之體積描述波形。二振幅調整開關3牝 與348被定位恰於每一這些波形右邊，其允許操作者調整 被觀看之信號的解析度。病患療程資料可被儲存與（或）顯 示者包括ECG波形、ECG資料、血壓資料、血流資料、 心跳速度資料及療程歷史資料，包括療程長度、累積療程 時間及被施用之壓力資料。療程歷史資料可就每一療程及 累積地被記錄。 一時機信號350在上、下波形間瞬間地被顯示。該時 機#號3 50指示充氣/放氣週期何時被外部對抗搏動系統 施用至病患。更明確地說，該時機信號包括一時機條用於 34 523402 五、發明說明（32) 每一充氣/放氣週期，此處時機條之前導邊緣對應於充氣 之啟動’及時機條之拖良邊緣對應於放氣之啟動。此外， 時機信號350包括一觸發信號353指示充氣/放氣週期被 觸發之時間。 如相當習知者’外部對抗搏動治療之安全與有效性視 充氣/放氣週期相對於病患之心臟循環的精確時機而定。 例如具有嚴重鈣沉積之動脈壁（動脈硬化）對大動脈傳輸之 外部壓力搏動將比彈性血管快。所以就鈣化動脈之充氣閥 應比正常彈性的動脈較慢地開啟。由於要測量動脈壁之彈 性很難’操作者可能須藉由要求在大動脈根部之外部搏動 的到達為在大動脈閥關閉之後來手動地調整充氣閥之適當 的時機。該三病患療程信號之強化顯示促成操作者更精確 地調整充氣閥之適當的時機。此為本發明之強化電腦系統 改進外部對抗搏動裝置所提供之病患療程的一個解釋性例 子。 為進一步改進監測充氣/放氣週期相對於病患之心臟 循環的時機，時機標記352可被疊於ECG信號上。該等 時機標記352就ECG信號上之每一 QRS波的時段出現。 該等標記表示疊於ECG波上之高頻率雜訊以指出相對於 QRS波之充氣與放氣。就如對熟習本技藝者明白的是， 該等信號之振幅大小被適當地訂定使得該等標記不會被誤 判為與就ECG信號相關之雜訊。時機標記開關354允許 操作者在畫面上開關時機標記之顯示。 療程控制畫面332亦提供開關用於調整充氣/放氣週 523402 五、發明說明（33 ) 期之時機。-充氣調整開關356允許操作者調整循序壓脈 帶充氣開始的設定時間為如相對於ECG信號之r尖峰被 測量者。每壓下-:欠左箭頭造成线以某預設時間增量較 早地(如10ms)出現；而右箭頭造成充氣以某預設時間增 量較晚地出現。此充氣開始時間之目前設定在開關356 ^ 中間視窗被顯不。類似地，一放氣調整開關358允許操作

者放氣開始的設定時間為如相對於ECG信號之R尖峰被 測量者。 此外，病患之療程時間被二個額外的介面監控。一療 程設定開關360允許操作者設定病患療程時間。再次地， 每壓下一次左箭頭造成療程時間增加某些預設時間增量 (如1分鐘），及每壓下一次向下箭頭使療程時間減少相同 的預設時間量。此療程時間之目前設定在開關354之中間 視窗被顯*。一療程經歷日寺間顯示362顯示目前療程期間 之經歷時間。

其他的病患療程資訊亦可透過使用療程控制晝面332 被顯不與（或）被調整。例如，心跳速度顯示364可顯示病 患之心跳速度及心臟舒張/心臟收縮比顯示368可顯示體 積描述信號之尖峰比與面積比U此外，壓力調整開關37〇 可被提供以允許操作者調整加壓空氣之充氣壓力。其企圖 其他的病患療程資訊可透過在療程控制晝面332上被提供 之各種使用者介面被顯示與（或）被調整。 如上述者，強化電腦系統318為可操作的以接收及儲 存有關病患使用外部對抗搏動裝置之療程的資訊。例如， 36 523402 五、發明說明（34) 病^己錄可賴患在接受任何治療前被創立。然後此病 患資訊可被用以更新國際的登錄（如IEPR)。如相當習知 2，此登錄有助於決定外部對抗搏動治療之使用型態、安 全性與效率。其企圖該強化電腦系統2〇〇被採用在網路頻 道上傳輸至駐於另一電腦系統上之登錄應用程式。 在每一療程期間，病患記錄可在療程控制晝面326上 被回叫及被顯示。在療程之際，病患之療程資訊可被捕取 並被儲存於病患療程資料庫322内。在一較佳實施例中， 歷經的療程時間被記錄用於目前的療程期間。然後此歷經 的療程時間被用以更新為每一病患被儲存之累積療程時 間。更詳細的療程歷史亦可就每一病患被捕取。例如，代 表ECG信號與（或）體積描記信號之資料可被儲存於病患 療程資料庫内。此外，表示充氣/放氣週期之資料可被捕 取並被儲存於病患療程資料庫322内。其企圖其他型式之 療程資訊（如充氣壓力、病患心跳速度等）亦可被捕取並被 儲存於病患療程資料庫322内。 再次地說，強化電腦系統218可被採用以在某種通訊 連結（如衛星連結、網際網路等）上通訊病患療程資訊至另 一電腦系統。如此，各診所的病患療程資料可被累積用於 後續統計分析以改良該外部對抗搏動過程。例如，累積的 療程資料可被用以決定什麼樣的病患特徵預測對外部對抗 搏動治療之成功反應。其亦企圖病患療程資訊可即時被傳 輸至另外的診所。在此情形中，病患療程資訊可被更多有 經驗的技師或醫師看到以在遠處協助療程處理。或者病患 37

=貝二可被遠距訓練之目㈤，且此與其他電腦系統之通 吨、：專送例如更新後軟體、服務與維護之相關資 Λ或彳呆作者協助或訓練資訊。

第30圖為外部對抗搏動裝置2G1用之啟動操作與充 ，氣自動設定邏輯程序的彙總方塊圖或流程圖。重要 :疋要主思充氣/放氣闕之實際開放被一電力開關電路實 施’其由記憶體讀取Tl與丁2值。其亦應注意雖然就算充 乳時間、Tl較短（即小於R-R時段的一半），其代表充氣信 號正被送至電力開關電路以啟動充氣關啟之時間。闕完 全開啟約f 2G毫秒、空氣壓力到達可充氣的裝置需另外 0毫移另外70毫秒以到達完全充氣壓力、及2〇〇至3〇〇 毫秒以讓被施用之壓力波由小腿之血管運行及大腿至大動 脈根部。此時，心臟收縮期會已過去。例如，心跳為每分 4里60下時’心臟收縮時間為每下約4〇〇至5〇〇毫秒。所 以，就被施用之搏動波在大動脈閥關閉時到達大動脈根部 而言’充氣信號必須在R波後約15〇至2〇〇毫秒開始。 此外’其可被證明放氣時間總是在下一個r波前16〇毫 秒發生。較長的小腿與大腿壓脈帶之放氣閥以l2〇ms之 長度對大氣開啟。由於充氣壓脈帶裝置由最大壓力降到〇 之衰退時間T4為80毫秒，在下一個心臟收縮階段開始不 會有殘餘壓力存在於壓脈帶内，而給予周邊血管床充足的 時間以在心臟收縮之際再充填。 在啟動階段後的操作階段之際，八與Τ2值將被儲存 於記憶並被用以控制充氣/放氣時機。然而，該記憶體將 38 523402 五、發明說明（36 使用更新後之tr以每一新的心跳被更新以計算新的1與 Τ2。此外，CPU將在暫存器之一内以每10毫秒詢問旗標 以決定是否有任何手動調整按鈕已被壓下。四充氣/放氣 調整按鈕位於前方面板（晝面）上用於提前或遲缓充氣或放 氣時間。

每壓下一次充氣提前按鈕將觸發CPU比較（TR-TOi 與200ms。若（Tr-TD大於200ms，貝4 A將被延長l〇ms 〇 此藉由加10毫秒至Ci而被完成，Cl已被起始地被設定 於如TeGS/Sx TR+C — 300)ms中被使用之210毫秒。 相同的邏輯程序被完成以在下一個R波前限制Τι提前2〇〇 毫秒或較少之能力，以防止下肢之充氣閥開啟太晚以致於 沒有留下足夠的時間讓放氣閥在下一 R波前開啟、留意 大腿之充氣閥在後開啟50毫秒並維持開啟另外的 l〇〇ms之事實、僅留下5〇亳秒讓該對放氣閥在下一 r波 月’J開啟。由於在控制放氣閥之手動調整中被使用之邏輯設 定限制放氣不能在下一 r波前晚於30亳秒開啟，很清楚 的疋放氣閥將必須在大腿壓脈帶之充氣閥被關閉後3〇亳 秒内開啟至大氣。 其他三個手動充氣/放氣調整按鈕以相同的原理工 作 J p _ P每按一次其中一個按鈕，CPU將檢查閥時機之限 制條件，若該等限制未到達，則充氣/放氣閥之時機可藉 力 U ^ 1 ' 1〇宅秒至上面公式之（^或c2而被提前或延緩， 且公式 T2=(TR—c2)ms。 計算T1之公式為： 39 523402 五、發明說明（37 丁1-(12·65χ \/~TR + C] ^ 300)ms。 其中當TR之單位由s改為挪時，常數12·65被用以取代 0·4，而q為一常數，其起始被指定為21〇阳之值。然而 此值稍後可被手動調整變更。該3〇〇亳秒之因子係以實驗 決定，其大約等於被施用之外部壓力波由小腿運行至大動 脈閥所用之最大時間。

在τι已被決定後，其與150亳秒之值被比較。若& 小於15〇亳秒，則其被設定為13〇亳秒。若Τι大於150

亳秒，則所計算之值將被使用。這些程序保證不會在R 波後小於150亳秒内開啟。就算Τι設定為15〇毫秒，壓 力波之前導邊緣不會到達大動脈根部直至R波後300毫 心為止’而考慮搏動由周邊血管運行至大動脈根部所需之 時間。 旦T1之值最終被決定，其被用以下列的公式來計 算T2 :

(TR— C2)ms 其中常數I起始地被設定為160亳秒且稍後可被手動調 整增減。由此公式很清楚的是放氣閥在下一 r波前16〇 毫秒開啟。然而C：2可被手動地增減以達成最適的血動態 效果。 充氣/放氣閥之時機被使用的邏輯滿足二基本的準 則·充氣閥不可開啟使得壓力搏動在心臟收縮之際到達大 動脈根部，迫使動脈閥過早地開閉而造成心臟收縮負荷。 充氣閥必須在下一 R波前開啟至大氣以讓壓脈帶内之空 40 523402

五、發明說明（38) 氣壓力有足夠時間衰退至〇，使得不會有殘留的壓力造成 止血效果。最後重要的是注意到當心跳高於12〇次/分鐘 或低於30次/分鐘時，該等充氣/放氣閥將不會為操作性 的0

最大心臟舒張擴大之最適時機為施用外部壓力使得所 施用之波面恰在大動脈閥關閉後到達大動脈。由於心臟舒 張擴大之效果在指尖用光電體積描述計被監測，重要的是 了解在手指體積描述計被偵測之被施用的壓力波形與在大 動脈根部者間之關係。第3 1圖顯示在相對於QRS複合曲 線之不同位置的壓力波。 該等期間為定義為： TRR : R—R時段，一次完整心跳之時間 TA1 ·由QRS複合曲線至大動脈根部之系統壓力的升 高；此通常代表左心室之心臟收縮時間

TA2 ·由QRS複合曲線至在大動脈根部之大動脈閥的 關閉（心臟收縮結束） TA3 :由下肢充氣閥開啟時間至外部波形第一次在根 部出現的時間

Tji:由QRS複合曲線至在大動脈與下鎖骨動脈接合 處的系統壓力升高

Tj2:由QRS複合曲線至在大動脈與下鎖骨動脈接合 處的心臟收縮結束 :由下肢充氣閥之開啟至外部搏動於在大動脈與 下鎖骨動脈接合處的到達

41 523402 五、發明說明（39) TF1 :由QRS複合曲線至在指尖被光電體積描述計所 、 偵測之系統壓力的上升 TF1 :由QRS複合曲線至手指所 貞測之心臟收縮結束 TF3 :由下肢充氣閥之開啟至外部波形到達手指 T!:由QRS複合曲線至下肢充氣閥開啟 如第31圖顯示者，外部壓力在qrs複合曲線後之時 間被施加。此搏動將在向上朝心臟之大動脈運行。此 時’其在稍後Τη到達在大動脈與下鎖骨動脈接合處，部 ® 分的搏動將與系統血壓波組合，並稍後在Tp3時間後在下 鎖骨動脈向下運行到達指尖。由於系統壓力與被施加之搏 動以相同的速度運用，組合波之相位關係在到達手指時仍 維持與在接合處者相同。相反地，若心臟舒張擴大藉由觀 察該組合波在手指被計時使得Τη與Τη相符，換言之若 外部壓力波形恰在心臟收縮結束後到達指尖，則相同的相 位關係將在大動脈與下鎖骨接合處成立。 同時，當外部搏動在下鎖骨動脈向下運行時，其另一 φ 部分將在下降的大動脈向下運用至根部，並在充氣閥開啟 後之時間TAS到達。由於外部搏動是在其到達大動脈根部 前到達大動脈與下鎖骨接合處，TA3纽Tj3長。所以若 Μ波幵/之時間被定為在手指體積描述計引導心臟收縮結 束後到達，則其將恰在猶後短時間内到達大動脈根部，此 為一延遲等於心臟收縮波由下降大動脈之根部至大動脈與 下鎖骨接合處運行一段短距離所用之時間加上該外部搏動 由接合處運行至根部之時間。此延遲通常是少數幾毫秒並 42 523402

五、發明說明（40) 可忽略。 總之’藉由考慮壓力波在血管中之傳輸，其可被證明， 若被施用之外部壓力波形在心臟收縮結束後到達手指，心 臟收縮壓力與外部波形間之相同的相位關係將在大動脈根 部維持為真的。 該充氣/放氣闊邏輯控制施加於病患下肢與大腿之外 邛壓力的時機。充氣/放氣閥如何被連接於壓縮器與空氣 槽被顯示於第9圖。 該充氣/放氣閥邏輯被分為二主要部分：其接電預置 階段為充氣/放氣時間於此際自動地被設定，及操作階段 為充氣/放氣時間於此際可被手動地調整。這些時機邏輯 系統之操作被微處理器控制，且在心跳高於12()次/分鐘 或低於30次/分鐘時不會有信號被送出至充氣/放氣閥電 源〇 其有三片充氣閥與三片放氣閥。一對充氣/放氣閥用 於小腿、一對用於下臀部、及一對用於上臀部。這些閥在 正常時關閉的，並在被激能時開啟。在接收由充氣/放氣 時機控制來的信號之際，充氣閥之電力被打開一段100毫 秒之期間並使其對空氣槽開啟。類似地，在接收放氣閥信 號之際’放氣閥之電力將被打開120毫秒之期間且將下肢 及臀壓脈帶對大氣開啟。此外，二安全閥可被提供，其每 一片位於充氣閥與壓脈帶間。該等安全閥一般是對空氣開 啟的。此二備選的閥（未畫出）與控制充氣/放氣閥之邏輯獨 立無關。其在電力故障的情形中被安裝，故留在腿與臀壓

43 523402 五、發明說明（41 ) 脈帶内之壓力可自動地被放至大氣。 在預置階段之際當電力接通時，在控制終端機之中央 處理單元（CPU)將開始一系列之預置程序。第一個步驟為 對空氣開啟放氣閥。放氣閥之每次開啟將持續120亳秒且 已以實驗決定為夠長以釋放由腿與臀壓脈帶來之所有空氣 壓力。然後CPU將尋找心電圖（ECG)之輸入並決定qrs 複合曲線之出現。若無QRS複合曲線曾被偵測，充氣/放 氣閥將不會被致動且外部對抗搏動不會開始。該等充氣闕 將維持關閉，不會有空氣由容器進入壓脈帶。 在偵測四個完整的R — R時段後，CPU將決定其平均 值（TR) ’並藉由採取最後一個tr與新的r — r時段之平均 值更新TR，同時，被用以計算充氣時間Τι與放氣時間& 的一吊數將用Ce 210ms與C2= 160ms被預置〇 Tj與τ 及其他變數的定義在第32圖之例中以圖形被顯示，其為· Tr(R — R時段）：以ms表示之R — R時段 丁1(充氣時間）：以ms表示之由r波至下肢充氣 閥的時段。注意臀壓脈帶之充氣閥開啟2〇至7〇毫秒，較 佳地為凡後之50毫秒◊此外，充氣閥一般為關閉的。= 而’其在被激能時將被開啟1 00毫秒以上之期間。

Td(持續時間）·下肢充氣閥之開啟與下肢及臀一 者用的放氣閥之開啟間以宅秒表示之時段。 丁2(放氣時間）：以mS表示之由R波至放氣閱之 開啟的時段。注意，下肢與臀壓脈帶二者用之放氣閥—般 為開啟的，但在被激能時選擇性地被關閉。此開啟時間已 44 五、發明說明（42) 以實驗被決定為至少比壓力衰退時間τ4長4〇亳秒。 丁3(壓力上升時間）：在下肢或臀壓脈帶中之空氣 壓力為〇之時與其到達與容器内之壓力均衡時之間的時 段。此值已在很多不同情況下以各種壓脈帶尺寸用實驗被 測量且等於50ms。 丁4(壓力衰退時間）：當放氣閥對大氣開啟時壓脈 帶内空氣壓力降至為〇的時段。L之值在很多不同情況 下以各種壓脈帶尺寸被決定且具有8〇亳秒之平均值。 三對壓脈帶之充氣/放氣閥與空氣壓力波形用的時間 之圖形呈現在第32圖被顯示。使用3導線系統之病患心 電圖被數位化且R—R時段Tr被決定。然後R波被使用 作為一觸發信號。下肢壓脈帶用之充氣時間乃依據Bazeu 之平方根公式（見FDA 510(K)仲裁K 882401)被計算： τι=(12·65χ /T^+qK^ms。 此處q為具有210亳秒之預置值的常數。該充氣時間可 手動地被調整，且此調整改變Ci值。所以對身體之外部 壓力之施用以QRS複合曲線後Τι毫秒於下肢開始。下臀 壓脈f之充氣在下肢壓脈帶之充氣後20至70毫秒（較佳 地為50亳秒）後開始，且上臀壓脈帶將在下臀壓脈帶2〇 至7〇亳秒（較佳地為50毫秒）後充氣。 、/亥指定為几之預置值（如上面討論者）係根據 之平方根公式（Heart 7:353, 1920),其以一常數（〇·4)乘上 以移/則量之R—R時段的平方根之積來近似ECG之正常 Q T時段。該Q—τ時段由QRS複合曲線至τ波結束被 523402 五、發明說明（43) 測量。其代表心室電氣心臟收縮之期間長度且隨心跳速度 變化，其可被用以近似血動態心臟收縮時段。 第8至32圖之改良的外部對抗搏動裝置2〇1之操作 進一步以附錄之EECP®治療系統型號T53的操作手冊被 解釋，其被納於此處做為本說明書之一部分。 前面的討論僅揭示及描述本發明之解釋性例子用於說 明之目的。熟習本技藝者將易了解，由此討論、及由附圖 與如申請專利範圍，各種變更、修改與變化可在其中被做 成而不致偏離本發明如申請專利範圍所定義之原理、精神 與領域。 元件標號 對照 表 1 電極 21， 冷卻設施 2 高頻固定電流源 22 正壓力容器 3 放大器一濾波器電路 23 壓力限制閥 4 心阻抗信號放大器 24 螺線管閥 一渡波器電路 25 氣球 5 基準阻抗信號放大器 26 負壓力容器 —遽波器電路 27 壓力限制閥 6 A/D變換器 28 節流閥 7 電腦系統 29 正壓力容器 8 驅動電路 30 螺旋管闊 9 血壓與血氧監測設施 31 單向節流闊 10 控制設施 32 壓縮器 523402 五、發明說明（44) 11 放大處理電路 12 壓力換能器 13 壓脈帶 14 節流閥 15 螺旋管閥 16 手指脈搏換能器 17 放大處理電路 19 管子 20 氣體壓縮器 21 冷卻設施 43 填襯 44 氣球壓脈帶本體 45 固定帶 82 壓脈帶裝置 84 壓脈帶裝置 86 壓脈帶裝置 101 步驟 102 步驟 103 步驟 104 步驟 105 步驟 106 步驟 107 步驟 108 步驟 負壓力容器 螺旋管閥 氣體配送設施’氣缸 活塞 分隔 翼 氣體管 絕緣材料 壓脈帶，氣球裝置 较鏈 壓脈帶裝置 壓脈帶裝置 壓脈帶裝置 輪子 輪子 電腦CPU總成 螢幕，使用者介面 監視器 箱子，罩殼 電動機驅動之升降總成 有關節的部位 水平部位 角 空氣入口 /過濾總成 47 523402 五、發明說明（45) 109 步驟 233 消音器 200 電腦系統 234 壓縮器 201 外部對抗搏動裝置 236 壓力槽 202 控制終端機總成 238 壓力感應器/換能器 204 治療台總成 總成 205 上表面 239 溫度感應器 206 氣球充氣/放氣總成 240 壓力安全釋放閥 207 壓脈帶裝置 242 壓力調節器 244 管連接總成 289 操作者 246 閥歧管 290 轉子 248 充氣/放氣閥 292 蝶式閥元件 250 充氣/放氣閥 294 蝶式閥元件 252 充氣/放氣閥 295 入口 254 壓力換能器/感應器 296 充氣/放氣埠 256 壓力換能器/感應器 297 放氣埠 258 壓力換能器/感應器 318 電腦系統 260 連接/鬆開總成 320 病患資料庫 264 電源 322 病患療程資料庫 266 電力變換器與向上 324 場所資料庫 接線爽總成 326 主選單晝面 270 病患資料 328 病患資訊晝面 271 開始按鈕 330 場所資訊晝面 273 待命按紐 332 基本療程控制晝面 275 離開按鈕 334 病患人口統計學的 48 523402 五、發明說明（46) 277 ECG信號 資訊 279 時機標記條 336 開始按鈕 281 充氣/放氣圖形顯示 338 待命按紐 283 閥開啟信號 340 離開按钮 285 壓脈帶裝置壓力波形 342 上波形 288 本體部位 344 下波形 346 振幅調整開關 348 振幅調整開關 350 時機信號 352 時機標記 353 觸發信號 354 時機標記開關 356 充氣調整開關 358 放氣調整開關 360 療程設定開關 362 療程經歷時間顯示 364 心跳速度顯不 368 心臟舒張/心臟收縮比 370 壓力調整開關 49

Claims (1)

1. 523402 六、申請專利範圍 矾包括ECG波形、ECG資料、血壓資料、血流資料、心 跳速度 > 料、療私長度與充氣/放氣週期資料的至少之 〇 8·如申請專利範圍第1項所述之裝置，其中該計算裝置在 一通訊連結上通訊該病患資訊至一第二計算裝置。

   9.如申請專利範圍第丨項所述之裝置，其中該計算裝置控 制該可充氣的裝置之充氣與放氣。 10·—種以電腦實施之系統，用於為由外部對抗搏動裝置接 父>α療之病患s己錄病患資訊，包含： 一病患療程資料結構用於為一個以上接受治療之病 患儲存療程資訊；以及 一計算裝置被連接於該外部對抗搏動裝置用於控制 該外部對抗搏動裝置之操作及接收該療程資訊。 11·如申請專利範圍第10項所述之以電腦實施的系統，其中

   該計算裝置在該病患資料結構内儲存該病患人口統計學 的資訊。 12·如申請專利範圍第1〇項所述之以電腦實施的系統，進一 步包含資料結構為一病患資料結構用於為一個以上的接 义/σ療之病患儲存病患人口統計學的資訊。 13. 如申請專利範圍第12項所述之以電腦實施的系統，其中 該計算裝置接收該病患人口統計學的資訊並在該病患資 料結構内儲存該病患人口統計學的資訊。 14. 如申請專利範圍第13項所述之以電腦實施的系統，其中 該病患人口統計學的資訊包括一病患辨識元、一病患姓

   523402 六、申請專利範圍 名與病患醫療資料的至少之一。 15.如申請專利範圍第12項所述之以電腦實施的系統，其中 該計算裝置被採用以在-通訊連結上通訊該病患資訊至 一第二計算裝置。 '° 16·如申請專利範圍第丨〇項所述之以電腦實施的系統，其中 該病患療程資訊包括ECG波形、ECG資料、血壓資料、 血流資料、心跳速度資料、療程長度與充氣/放氣週期 資料的至少之一。 17·如申請專利範圍第1G項所述之以電腦實施的系統，其中 該計算裝置被採用以在一通訊連結上通訊該病患資訊至 一第二計算裝置。 、 18.如申請專利範圍第10項所述之以電腦實施的系統，其中 該外部對抗搏動裝置包括—個可域的裝置被採用於承 放该病患之下肢與一流體配送總成與該可充氣的裝置及 該加壓流體源相互連接用於由該加壓流體源配送加壓流 體至該可充氣的裝置，該計算裝置控制該加壓流體至該 可充氣的裝置之配送。 包 19·一種用於治療一病患及用於記錄病病患資訊之系統， 含： 病

   一病患療程資料結構用於為一個以上接受治療之 患儲存療程資訊；以及 一計算裝置被連接於該外部對抗搏動裝置用於控制 該外部對抗搏動裝置之操作及接收該療程資訊。 20·如申請專利範圍第19項所述之系統，其中該外部對抗搏 52 523402 六、申請專利範圍 動裝置包括數個可充氣的裝置被採用於承放該病患之下 肢；一加壓流體源與該可充氣的裝置成流體相通；一流 體配送總成與該可充氣的裝置及該加壓流體源相互連接 用於由該加壓流體源配送加壓流體至該可充氣的裝置。 21·如申請專利範圍第19項所述之系統，進一步包含資料結 構為一病患資料結構用於為一個以上的接受治療之病患 儲存病患人口統計學的資訊。 22. 如申凊專利範圍第21項所述之系統，其中該計算裝置接 收该病患人口統計學的資訊並在該病患資料結構内儲存 該病患人口統計學的資訊。 23. 如申請專利範圍第22項所述之系統，其中該病患人口統 §十學的資訊包括一病患辨識元、一病患姓名與病患醫療 資料的至少之一。 24如申請專利範圍第21項所述之系統，其中該計算裝置被 採用以在一通訊連結上通訊該病患資訊至一第二計算裝 置。 25·如申請專利範圍第19項所述之系統，其中該病患療程資 訊包括ECG波形、ECG資料、血壓資料、血流資料、心 跳速度資料、療程長度與充氣/放氣週期資料的至少之 〇 26·如申請專利範圍第19項所述之系統，其中該計算裝置被 採用以在一通訊連結上通訊該病患資訊至一第二計算裝 置。 U 、