TWI244914B - High efficiency external counterpulsation apparatus and method for controlling same - Google Patents

Description

1244914 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與 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。 外部對抗搏動為一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$彳呆作下’當心臟收縮之際排出血液時心臟與冠 動脈脹滿壓提高。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 1244914

^例如在病患有冠動脈疾病之情形中，供應至心臟之能 !受到限制。外部對抗搏動藉由提高冠動脈金流及因而增 加供應至心臟之能量對改善這麵患之_力能為有效的。

在典型療程之際，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 帶之設計允許以相當低的氣壓（2〇〇_35〇mm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#號以對施用外部壓力給予適當的時機，使得在動 脈被外部壓力產生的結果博動恰在大動脈閥關閉時到達大 動脈根部。因而，動脈脈博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博波。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 考慮二個因素。（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。此考慮可被 1244914 五、發明說明（3) 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 數量之降級而造成心、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4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。 依據本發明之外部對抗搏動裝置包括數個可充氣的裝 置承放該病患之下肢、一加壓流體源與該等數個可充氣的 裝置相通、以及一流體配送總成與該加壓流體源及該可充 氣的裝置相互連接。該流體配送總成包括可選擇地操作的 一充氣/放氣閥在該可充氣的裝置與該加壓流體源間被相 互連接。該流體配送總成由加壓流體源配送加壓流體至充 1244914

氣/放氣閥並分作每—充氣/放氣閥以循序地將每—充 氣/放氣閥充氣與放氣。每—充氣/放氣閥具有-輸入與該 加壓流體源相通、一充氣/放氣璋與該等可充氣的裝置相 通、及一放氣排出埠與大氣相通。該放氣排出埠通常是開 啟的以在外部對抗搏動裝置失去供電時排出加壓流體。 該加壓流體源可包括一壓縮器與一電力向上斜坡裝 置。该電力向上斜坡裝置在裝置啟動之際以可變頻率將送 至壓縮器之電力由110/120 VAC 50/60 Hz變換為三相22〇 VAC。該電力向上斜坡裝置亦在大約3至5秒之期間增加 電力至預先選定之完全功率位準。 在依據本發明之外部對抗搏動裝置中，一治療台被提 供’該病患在治療之際被置於其上。該治療台包括一主要 部位與一有關節的部位可選擇性地調整為相對於該主要部 位成有角度的位置。該治療台進一步包括以電動機驅動之 總成為可致動的以選擇性地升降該治療台至不同的升降位 置。該治療台進一步包括數個輪讓該治療台在數個位置間 可選擇性地移動。 該治療台可進一步地包括一充氣/放氣閥被安裝於該 治療台以與其為可活動的。該充氣/放氣閥將可裝配於病患 之可充氣的裝置選擇性充氣及放氣。 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圖為依據本發明之外部對抗搏動裝置第一實施例 的方塊圖。 !2449l4 五、發明說明（5) 第2圖為依據本發明之外部對抗搏動裝置第二實施例 的方塊圖。 第3圖為依據本發明之外部對抗搏動裝置第三實施例 的方塊圖。 第4A與4B圖為依據本發明之外部對抗搏動裝置中該 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。 第4D圖顯示壓脈帶壓力變化、手指脈博波、與心瓣 閉啟間關係之示意圖。 第5A與5B圖為依據本發明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圖為在依據本發明之外部對抗搏動裝置中被使用 的氣球裝置之示意圖，顯示氣球壓脈帶本體之改良結構。 第7圖為用於控制依據本發明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 1244914

五、發明說明（6) 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。

面例。 面例 面例。 第14A與14B圖為彳能的充氣時間超前與延遲及可能 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日狀外部對抗搏㈣置的病患之 程。 ’、

第26圖顯示本發明之強化電腦系統用的主選單控制 畫面例。 訊畫 第27圖顯示本發明之強化電腦系統用的病患資 訊書 第28圖顯示本發明之強化電腦系統用的場所資 第29圖顯示本發明之強化電腦系統用的療程控制書 9 1244914 五、發明說明（7) 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 於其他實施例與應用。 第1圖為依據本發明之外部對抗搏動裝置第一解釋性 實施例的方塊圖，其中控制設施10控制氣體壓縮器20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，以其渦官盆適用於非常高的速度（3,〇〇〇rpm)旋 轉而另屑管盆維持靜止。滿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 際减縮益20操作以產生如加壓空氣之加壓氣體，立經 由一 2設施21被送至正壓力容器22 U力限制閥 23在令态22上破提供，其使容器22内之壓力維持固定。 、本^二之i形而§ ’該組螺線^ 24之閉啟被控制設施 1〇之充乳與放氣驅動信號控制。該組螺線管μ包括對應 於數個可充氣之裝置或氣球與㈣帶裝置之數個二位置三 10 1244914

五、發明說明（8) 向壓力限制閥。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25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，虽一閥在该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本發明被使用。 第2圖顯示依據本發明之外部對抗搏動裝置第二解釋 性實施例。在此實施例中，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2丨冷卻後壓縮 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J 〇藉由依照偵測 結果發出充氣與放氣驅動信號來控如該組螺線管閥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 力容器26。由於在氣體循環之際可能之洩漏會影響由壓縮 器被輸出之氣體數量，一壓力限制閥27被提供以調整在負 壓力谷器内之負壓。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圖顯示依據本發明之外部對抗搏動裝置第三解釋 性實施例，其中該控制系統1 〇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 谷器28。壓力限制閥23為操作性的以調整容器内之壓

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五、發明說明 力。元件編號3 0代表一個二位置 晉^财其門”你主 位 置二向螺旋吕閥、31代表一單向節流閥、^ 〜 體配送設施或氣紅、37為一分隔；§ ^同氣 為一活塞。當一充 氣驅動信號被控制設施1 〇發出時，螺〜 了嘴致官閥對二活塞之第 一個開啟，且氣體流經由螺旋管閥3〇盥# /、郎流閥3 1從容写 29被導入氣缸之部位J，以推動活塞由氣缸35之第一朝向 第二端部。-空間部位ΙΠ由活塞36與“35形成以 遠與容器22相通’且氣球25用之通風孔循序地位於氣叙 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内之氣體經由螺旋管; 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％。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，於此實施例中，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荷之 能力。添加負壓力容器26，33可用作為在心臟收縮開始時 12 1244914 五、發明說明（10 ) 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3〇，34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 在充軋期總是有加壓空氣之某些洩漏。為補償此洩漏及確 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 些組合之洩漏補償設施被提供。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。 本發明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(未晝出）第一個 被充氣。氣球開口被置於氣缸兩側，連接至左與右肢以及 臀部。每一侧的氣球數可為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 13 1244914 五、發明說明（11 ) 空氣以沿著氣缸設施3 5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3〇 對氣缸35之部位π正常地開放閥而在電力故障時連接部 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圖為依據本發明之外部對抗搏動裝置用的 解釋性控制系統之詳細方塊圖。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 生之博動波。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。 如顯不者，偵測電極1由第4 A圖定位之五個點電極i 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 極且同頻率之固定電流由此二電極被施用至人體。電極 B，C 一者為偵測器電極用於測量血流阻抗信號，其可由胸 邛工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間所獲得之—信號被用作為 基準信號用於測量身體之動#，特別是在施用外部對抗搏 動壓力之際被產生之人為動作。基準電極e之位置並非特 別重要，但離胸部空間一些距離是較佳的。 14 1244914

五、發明說明（12) 在外部對抗搏動療程開始前，高頻率固定電流被應用 至電極A D，且與胸部空間之大動脈的血流有關的血流 阻抗信號將被偵測器B，c取得；這些血流阻抗信號亦含 有表示心瓣關閉之波形中的急降。 由於基準電極C，E之位置，在這些電極間被偵測之 血流阻抗仏唬將比電極B，c所偵測的信號弱了很多。在 外部對抗搏動之際將有二額外的信號被一對偵測電極B，c 與一對基準電極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。由人為動作來之錢將其本身以 大致相等的振幅呈現至各對電極B，C及C，E，而由對抗 搏動來之仏唬於基準電極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。P通後，由偵測器阻抗信號來之基準阻抗信號的減除‘ 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10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-濾、波器電路3、-心阻抗信號放大器—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 15 1244914 五、發明說明（l3) 穩定高頻率且穩定振幅之電流以量測該阻抗。用於心電圖 k號之放大—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一濾波器電路5提供適應性處 理，包括一帶通放大器—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—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1〇 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、偵測心着圖之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、手指脈博波 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、節流閥14及螺旋管閥15中之通路將一壓脈帶13充

1244914 五、發明說明（14 氣。螺旋&閥1 5為電腦系統7所控制之二位置三向閥。螺 旋管閥15之另一通路為壓脈帶13之排氣通路，其排放率 被節流閥14控制。在血壓量測啟動之際，螺旋管閥15之 充氣通路開啟，容器22中之加壓氣體經由管子19與節流 閥14將谷為22充氣至一預設值，動脈以此被封鎖。當螺 旋官閥15之充氣通路關閉且放氣通路開啟，壓脈帶I)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 脈帶13内之壓力等於或緩慢地低於第4D圖中顯示之曲線 b (對抗搏動前之心冑收縮壓及對抗搏動《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 脈博換能器16亦將偵測如第4D圖之曲線“c，，顯示的迅 速變化脈博波。此表示最大動脈壓之到達。在此時被壓力 換旎斋12偵測之壓力為最大動脈壓。參照第4c圖，壓力 #號用之放大處理電路u與脈博信號用之放大處理電路 17產生放大後之壓力與脈博信號，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盘 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15psi之壓力，此 視環境與壓縮設施之效率而定，可產生攝氏7〇至9〇度之 /服度的氣球。§具有此兩溫加壓氣體被送至氣球h時（此 與病患皮膚緊密接觸），會造成病患皮膚擦傷、烫傷、或至 v感到不舒服。因此在本發明之某些實施例中需提供設施 17 五、發明說明（15) 以冷卻加壓空氣。一般而言，任何冷卻設施可在本發明被 運用匕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 圈如用於忒車散熱器之水冷卻、流動之冷卻水或空調等。 第5A與5B圖為依據本發明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 官39。在第5A圖中，冷卻設施21為半導體型式之冷卻裝 置。在第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 部機構可被使用。管子39可如第5A圖顯示地包括翼％ 與（或）熱隔離材料40。 外。卩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5,554，1〇3號中被顯 不及私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、&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，本發明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，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 1244914

五、發明說明（l6 ) 里損失。進而言之，壓脈帶4 j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圖為依據本發明之氣球裝置41的示意圖。圍繞氣 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，使付氣球壓脈帶本體44緊密地圍繞人體，不會有空隙 且防止α動。不同尺寸的氣球壓脈帶本體44應被提供以符 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。 /、很夕2 II式之材料在被加熱到攝氏Μ至⑼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2〇至 3〇度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㈤hoplast。 一般而言，存在於壓脈帶41與被圍繞之人體間之任何 空間除了氣球25所占用者外被習知為死^間，因其為充氣 /放孔閥與乳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5使得在以# α、土 长乂取快速之方法將氣球充氣至所需壓力 所而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 1Γ：-~ 1244914 ^〜 ----— 五、發明說明（I7 ) 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43可 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。 為減少此死空間及其對系統之“緩衝壺，，效應為將充 氣/放氣閥置於儘可能靠近脈博不可充氣之裝置，例如在病 患治療平台本身或其下方。 第7圖為依據本發明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 20 1244914 18 五、發明說明（ 恶中清楚且穩定波形之心電計信號，其被電腦系統7收集 及顯不，在步驟102，較佳地經由電腦系統7偵測心電計 〇U QRS波，在步驟103，實施阻抗血流信號之適應性 處理，在步驟1〇4，較佳地經由電腦系統7藉由谓測在自 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1〇5，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 控制外部對抗搏動裝置之充氣與放氣時機；在步驟106， 藉由偵測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107，用電腦系統7控制外部對抗搏動 裝置之充氣與放氣。為了病患在對抗搏動之際用血壓偵測 器设施偵測病患之血壓狀態；以及在步驟1〇9，七對抗搏 動之際用血氧偵測器偵測病患之血液氧飽和量。若所偵測 之血壓值起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博血氧計被監測。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 1244914 五、發明說明（l9) 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確 保血壓尖峰值不會比休息心臟收縮壓高40至5〇mm 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。本發明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 計之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 之時間差調整夕卜部對抗搏動裝置之充氣時機以將對抗輿動 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^KOTJ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

1244914 五、發明說明（2〇) 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另一實施例以第8圖 開始被圖示及描述。外部對抗搏動裝置2〇丨包括三個基本 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202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 —般包士一使用者介面裝置，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。 ^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23〇,其為水 平上之30度。因此，利用治療台總成2〇4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205上被升到所要的工作高度，並 23 1244914 五、發明說明（21 ) 藉由相對於該主要水平部位228調整該有關節的部位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（未畫出）， 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204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201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201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k。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/放氣閥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11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 24 1244914 五、發明說明（22) 電源264饋送電力至一電腦CPU總成219,其包括上述的 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110/120 VAC 50/60 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需 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201相關之電腦CPU總成219、 使用者介面監視器220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家用供 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-E520-1.5K)，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。該電力變換器與向上接 線夾總成266變換110/220 VAC 50/60 hz之線輸入為三相 位220 VAC其具有Ohz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201之各種相關的功能被 分組以便容易且邏輯的操作。所有與病患相關的輸入（病患 ECG、手指體積描述器、病患呼叫按鈕等）位於一處，即在 25 1244914 23 五、發明說明（ 療〜成204上。如印表機輸出、病患信號 '輸出、服 務仏唬、輪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201之績效的目的之輸入 全部顯不在使用者介面監視器220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 要資料·包括病患ECG、充氣/放氣時機之圖形呈現、手指 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EtG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。裝在滾子290的是蝶式閥元件292與294，其開啟及 26 1244914 五、發明說明（24) 關閉被連接於各別的或相關的可充氣壓脈帶裝置208，210 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2〇8，21〇 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290較佳地藉由開啟與關閉位置間大約6〇 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 多少有受到限制，此限制在放氣侧比充氣側約大於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50毫秒脈衝之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。 為了女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 凡件292會關閉且放氣閥元件294會開啟，以允許由可充 壓脈▼裝置來之空氣放氣及排放為大氣壓力。 27 1244914 五、發明說明（25) 每一蝶式閥元件292與294可被開啟5〇至3〇〇毫秒， 較佳地是被開啟100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1〇〇毫秒之期間。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耄秒。其應注意使用二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又洩 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 為圓了^負載比例控制壓力釋放閥較佳地為上面的壓力槽 236長: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，該壓力調節器闊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 仍開啟彳于很大至排放埠，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，將飼服 器隔板向下移動並關閉該控制閥。壓力槽之壓力現在開始

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五、發明說明（26) 升高。 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。若槽麼 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 允許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 伺服器至壓力立即建立，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_的， 使4于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2〇8，21〇與212被排氣，該

槽壓力因壓縮斋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 至壓力至維持该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 特操作。該孔較佳地為〇·31英吋直徑，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 29 1244914 五 發明說明（ 27 置螺旋管。該負載為雙向通常被關閉之螺旋管，使用Μ 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。該圓頂孔埠 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。如先前 描述者，電腦系統318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219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 2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 裳置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)。 ^月幵7中，该 > 料結構在與該個人電腦相關之儲存裳置 (如内部硬碟）内被定義。 μ如下面詳細被提及與描述者，該使用者介面監視顯示 =220較佳地為一觸摸螢幕用於容易地監測病患療程狀 療私參數與其他相關的資料，並提供對控制作業調整 月b力如第29圖顯示且將在該處被討論者，該使用者介 面監視或觸摸螢幕顯示器其與病患資料庫通訊以允許操作 30 1244914

五、發明說明（28) 者為每一個新病患創立一 届心榀，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 钮被完成’即-開始按紐271用於療程之啟動盘繼体一 待命独273㈣以在每當病患需要休息、上盥洗i時將 外部對抗搏動裝置2()1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料間。 開按钮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28ι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ECG2 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喷出也液時其 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，而療程之 預置值較佳地為60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’此狀況可在顯示晝面之右下角容易地被辨識及顯示。 1244914 五、發明說明（29) 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 單晝面326讓操作者由四個選項中選出一個：⑷病患資 訊、⑻場所資訊、⑷ECP療程或⑷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-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、 生日及有關的病患醫療處置的文件（包括藥物處理、病史 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，場所資訊畫面320讓操作者輸入與（或）編輯 與第28圖之診所場所有關的資訊。此場所資訊可包括（但 :限於此）診所名稱、地址、電話號碼、傳錢碼、配於該 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圖顯不基本療程控制晝面332用於監控被本發明 之外口P對抗搏動裝置提供之病患療程。病患人口統計學的 資訊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 1244914

五、發明說明（30) 允許操作者開始治療病患。一待命按鈕338允許操作者暫 停或停止對病患治療。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34〇允許操作者 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 面的中心。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 一壓力信號。該壓力信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扑與 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。 一時機信號350在上、下波形間瞬間地被顯示。該時 機#號350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 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#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 1244914 31 發明說明 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。: 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 者在晝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 期之時機。一充氣調整開關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-次左箭頭造成充氣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3%之中 間視窗被顯示。類似地，_放氣調整開關358允許操作者 34 1244914

五、發明說明（32 ) 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 程纟又疋開關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 視窗被顯示。一療程經歷時間顯示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 被顯示與（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。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。 第30圖為外部對抗搏動裝置201用之啟動操作與充氣 /放氣自動設定邏輯程序的彙總方塊圖或流程圖。重要的是 要注意充氣/放氣閥之實際開放被一電力開關電路實施，其 由s己憶體謂取T〗與丁2值。其亦應注意雖然就算充氣時間 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閥開啟之時間。閥完全開啟約 需20毫秒、空氣壓力到達可充氣的裝置需另外30亳秒、 另外70毫秒以到達完全充氣壓力、及200至300毫秒以讓 1244914 五、發明說明（33 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，心跳為每分鐘60下時， 心臟收縮時間為每下約4〇〇至500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1 5〇至200亳秒開始。此外，其可被證 明放氣時間總是在下一個r波前丨6〇亳秒發生。較長的小 腿與大腿壓脈帶之放氣閥以120ms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丁4為8〇 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，t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&將使用 更新後之TR以每一新的心跳被更新以計算新的乃與丁2。 此外，CPU將在暫存器之一内以每1〇毫秒詢問旗標以決 定是否有任何手動調整按鈕已被壓下。四充氣/放氣調整按 紐位於前方面板（晝面）上用於提前或遲緩充氣或放氣時 間。 每壓下一次充氣提前按鈕將觸發CPU比較（1^_1\)值 與200ms。若（Tr-TJ大於200ms，貝ij Τι將被延長10ms。 此藉由加10毫秒至q而被完成，q已被起始地被設定於 如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波前限制八提前200 毫秒或較少之能力，以防止下肢之充氣閥開啟太晚以致於 36 五、發明說明（34) 有遠下足夠的時間讓放氣閥在下-R波前開啟、留意大 之充氣閥在Tl後開啟5〇毫秒並維持開啟另外的100ms 之事實、僅留下5G亳秒讓該對放氣閥在下—R波前開啟。 ^於在控制放氣閥之手動調整中被使用 之邏輯設定限制放 乱不％在下—R波前晚於3G亳秒開啟，很清楚的是放氣 閥將必須在大腿壓脈帶之充氣閥被關閉後毫秒内開啟 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’即母按-次其中一個按姜丑，cpu將檢查閥時機之限制 條件，若該等限制未到達，則充氣/放氣閥之時機可藉由 減10亳移至上面公式之Cl或而被提前或延緩，且 公式 T2= (TR—c2)ms。 計算之公式為： 、

Ti = (12.65x vrI\+C1~ 300)ms 〇 其中§ Tr之單位由s改為ms時，常數12.65被用以取代 〇·4，而Ci為一常數，其起始被指定為21〇咖之值。然而 此值稍後可被手動調整變更。該3〇〇毫秒之因子係以實驗 决疋，其大約專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h已被決定後，其與150毫秒之值被比較。若丁1 小於150毫秒，則其被設定為130毫秒。若凡大於15〇毫 秒’則所計算之值將被使用。這些程序保證不會在&波後 小於150毫秒内開啟。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3〇〇亳秒為止， 1244914

而考慮搏動由周邊血管運行至大動脈根部所需之時間 一旦几之值最終被決定，其被用以下列的公式來計算 T2 ·· Q # (TR- C2)ms ·· 其中$數C2起始地被設定為16〇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16〇亳秒 開啟。然而C2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。

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31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 tai ··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

38 1244914 五、發明說明（36) ΤΑ2 :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） ΤΑ3 ··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 :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

Tj·2: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 Τ』3 :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 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i良至手指所偵測之心臟收縮結束 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 間凡被施加。此搏動將在向上朝心臟之大動脈運行。此 時，其在稍後Tjs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丁^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

五、發明說明（37) 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 部分:在下降的大動脈向下運用至根部，並在充氣閥開啟 j之耠間TAS到達。由於外部搏動是在其到達大動脈根部 ^到達大動脈與下鎖骨接合處，L會比^長。所以若外 部波形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，則其將恰在稍後短時間内到達大動脈根部，此為 ,I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可 忽略。 總之，藉由考慮壓力波在血管中之傳輸，其可被證明， 右被施用之外部壓力波形在心&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_將在大動脈根 部維持為真的。 該充氣/放氣閥邏輯控制施加於病患下肢與大腿之外 部壓力的時機。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12〇次/分鐘或低於3〇 次/分鐘時不會有信號被送出至充氣/放氣閥電源。 其有三片充氣閥與三片放氣閥。一對充氣/放氣閥用於 1244914

五、發明說明（π) ·· 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1〇〇亳秒之 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。放氣閥之每次命啟將持續丨2〇亳秒且 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。該等充氣閥將 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A與放氣時間丁2 的二常數將用（1^ = 210ms與¢^2== 160ms被預置。與τ2 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 41 1244914

五、發明說明（39 (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20至7〇毫秒，較 佳地為後之50毫秒。此外，充氣閥一般為關閉的。然 而，其在被激能時將被開啟100亳秒以上之期間。 TD(持續時間）··下肢充氣閥之開啟與下肢及臀二 者用的放氣閥之開啟間以毫秒表示之時段。 ·· 丁2(放氣時間）：以mS表示之由R波至放氣閥之 開啟的時段。注意，下肢與臀壓脈帶二者用之放氣閥一般 為開啟的’但在被激能時選擇性地被關閉。此開啟時間已 以實驗被決定為至少比壓力衰退時間T4長40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0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 f内空氣壓力降至為〇的時段。丁4之值在很多不同情況下 以各種壓脈帶尺寸被決定且具有80毫秒之平均值。 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八依據Bazett之平 方根公式（見FDA 510(K)仲裁κ 882401)被計算： Τ!~(12.65χ a/ Tr+ Cj — 300)ms。 此處C!為具有210毫秒之預置值的常數。該充氣時間可手 42 1244914 五、發明說明（4〇) 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Ί\毫秒於下肢開始。下臀壓脈 帶之充氣在下肢壓脈帶之充氣後20至70毫秒（較佳地為50 毫秒）後開始，且上臀壓脈帶將在下臀壓脈帶20至70毫秒 (較佳地為50毫秒）後充氣。 該指定為之預置值（如上面討論者）係根據Bazett之 平方根公式（Heart 7:353, 1920)，其以一常數（0.4)乘上以秒 測量之R— R時段的平方根之積來近似ECG之正常Q — T 時段。該Q—T時段由QRS複合曲線至T波結束被測量。 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。 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 元件編號 譯 名 元件編號 譯 名 1 電極 6 A/D變換器 2 南頻固定電流源 7 電腦系統 3 放大器一濾波器電路 8 驅動電路 4 心阻抗信號放大器 9 血壓與血氧監測設施 一滤波器電路 10 控制設施 5 基準阻抗信號放大器 11 放大處理電路 —濾、波器電路 12 壓力換能器 43 1244914 五、發明說明（41) 元件標 號對照 表 元件編號 譯 名 元件編號 譯 名 13 壓脈帶 35 氣體配送設施’氣缸 14 節流閥 36 活塞 15 螺旋管閥 37 分隔 16 手指脈博換能器 38 翼 17 放大處理電路 39 氣體管 19 管子 40 絕緣材料 20 氣體壓縮器 41 壓脈帶，氣球裝置 21 冷卻設施 42 鉸鏈 2Γ 冷卻設施 43 填襯 22 正壓力容器 44 氣球壓脈帶本體 23 壓> 限制閥 45 固定帶 ‘ 24 螺線管閥 82 壓脈帶裝置 25 氣球 84 壓脈帶裝置 26 負壓力容器 86 壓脈帶裝置 27 壓力限制閥 101 步驟 28 節流閥 102 . 步驟 29 正壓力容器 103 步驟 30 螺旋管閥 104 步驟 31 單向節流閥 105 步驟 32 壓縮器 106 步驟 33 負壓力容器 107 步驟 34 螺旋管閥 108 步驟 ··

44 1244914 五、發明說明（42) 元件標號 對照 表 元件編號 譯 名 元件編號 譯 名 109 步驟 232 空氣入口 /過濾總成 200 電腦系統 233 消音器 201 外部對抗搏動裝置 234 壓縮器 202 控制終端機總成 236 壓力槽 204 治療台總成 238 壓力感應器/換能器 205 上表面 總成 206 氣球充氣/放氣總成 239 溫度感應器 207 壓脈帶裝置 240 壓力安全釋放閥 208 壓脈帶裝置 242 壓力調節器 210 壓脈帶裝置 244 管連接總成 212 壓脈帶裝置 246 閥歧管 214 輪子 248 充氣/放氣閥 216 輪子 250 充氣/放氣閥 219 電腦CPU總成 252 充氣/放氣閥 220 螢幕，使用者介面 254 壓力換能器/感應器 監視器 256 壓力換能器/感應器 222 箱子，罩殼 258 壓力換能器/感應器 224 電動機驅動之升降 260 連接/鬆開總成 總成 264 電源 226 有關節的部位 266 電力變換器與向上 228 水平部位 接線爽總成 230 角 270 病患資料 ··

45 1244914 五、發明說明（43) 元件標號 對照 表 元件編號 譯 名 元件編號 譯 名 271 開始按鈕 330 場所資訊畫面 273 待命按紐 332 基本療程控制畫面 275 離開按紐 334 病患人口統計學的 277 ECG信號 資訊 279 時機標記條 336 開始按钮 281 充氣/放氣圖形顯示 338 待命按紐 283 閥開啟信號 340 離開按鈕 285 壓脈帶裝置壓力波形 342 上波形 288 本體部位 344 下波形 289 操作者 346 振幅調整開關 290 轉子 * 348 振幅調整開關 292 蝶式閥元件 350 時機信號 294 蝶式閥元件 352 時機標記 295 入口 353 觸發信號 296 充氣/放氣璋 354 時機標記開關 297 放氣埠 356 充氣調整開關 318 電腦糸統 358 放氣調整開關 320 病患資料庫 360 療程設定開關 322 病患療程貧料庫 362 療程經歷時間顯示 324 場所資料庫 364 心跳速度顯不 326 主選單晝面 368 心臟舒張/心臟收縮比 328 病患資訊畫面 370 壓力調整開關 ··

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Claims (1)

1244914 BS C3 D8 Μ 1. ί2 年 日修(更)正替挺爲 5 經 濟 智2|〇 慧 貝才 產 局 員 X 消 費 合 枉 印 制 1藏ftMl申請案申請專利範圍修正本94 01 12· 1 · 一種用於治療一病患及提供病患資訊之外部對抗搏動裝 置，包含： 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，將該可充氣的裝置及該加壓流體 源相互連接，並包括可選擇地操作的一充氣/放氣閥在該 可充氣的裝置與該加壓流體源間被相互連接，該流體配 送總成由加壓流體源配送加壓流體至充氣/放氣閥並分 別操作每一充氣/放氣闊以循序地將每一充氣/放氣閥充 氣與放氣，每一充氣/放氣閥具有一輸入與該加壓流體源 相通 充氣/放氣谭與该專可充氣的裝置相通、及一放 氣排出埠與大氣相通。該放氣排出埠通常是開啟的以在 外部對抗搏動裝置失去供電時排出加壓流體。 2·如申請專利範圍第1項所述之裝置，進一步包含一流體容 器與該加壓流體源及該可充氣的裝置相互連接，該流體 容器提供加壓流體至該可充氣的裝置。 3·如申請專利範圍第1項所述之裝置，進一步包含一電力操 作器被連接於每一該充氣/放氣閥且為可分別操作的，使 得每一該等可充氣的裝置為可分別循序地充氣及放氣 的。 4·如申請專利範圍第3項所述之裝置，其中該電力操作器為 可用電氣致動的。 5 _如申睛專利範圍第3項所述之裝置，其中該電力操作器為 可用氣動致動的。 -47 - (請先閱讀背面之注意事 寫本頁) -裝 ^口 .

f (CNiyA4 規格 αΐ㈧ 297 公ίί) 1244914 Λ8 B3 C3 D3 ¥月日修(更)正替換頁 六、申請專利範圍 6.如：請專利範圍第i項所述之裝置，其中每—該等充氣/ 放軋閥為可旋轉式地致動的閥。 入如申請專利範圍第丨項所述之裝置，其中每一該等充氣/ 放氣閥為可旋轉式地致動的蝶形閥。 8·如申請專利範圍第7項所述之裝置，其中每—該等可旋轉 式地致動之蝶形閥包括一可轉動的滾子與一螺形閥元件 可轉動地附裝於該滾子詩與其_，該滾子可透過該 蝶形閥之開啟與關閉位置間大約為6〇度的最大旋轉角二 旋轉。 10 9·如中請專利範圍第7項所述之裝置，其中每-該等可旋轉 ::致動的蝶形閥包括-對該等蝶形閥元件附裝於該滾 子用於與其旋轉，該等蝶形閥元件之第-個在㈣輸Γ 氣閥之充氣/放氣蟑間的流體相通中通常被 -置為關閉的，及該等蝶形閥元件之第二個在盘 排出埠及該充氣/放氣間之充氣/放 、相中 通常被配置為開啟的。 ]的机體相通中 10·如申請專利範圍第丨 經 濟 部 智 慧 貝才 產 局 員 工 消 費 合 作 枉 印 制 之平4之裝置，進-步包含可活動 。病患在治療之際被置於其上， 2 被附裝於該可活動之平台用於與A運動。4充乳/放乳間 ⑽Μ專利_第1()項所述之裝置， 台包括數個輪子被附裝於此。 Ί亥可活動之平 I2如申請翻㈣㈣項所述 閥被安裝於該可活動之平台。一中该等充氣/放氣 U如申請專利範圍第1〇項所： 衷置其中該可活動之平 本紙^ 那 1244914 BS C8 D8 10 經濟部智慧財產局員工消費合作社印製 申％專利範圍 二 =主一關節部位與一主要部位並允許該可活動 :口針對该主要部位成選擇性的角度。 :::專:範圍㈣項所述之裝置，其中該可活動之平 要部位之高度。轉性地刼作以調整該等關節與主 15·如申請專利範圍第！項所述之裝置，進一步包含 氣通路穿過每一該等充氣/放氣間，被配二 ^ ^充乳/放氣蟑間之該充氣通路比被配置於該 放氣痒與該放氣排出琿間之該放氣通路更受到限 6.-種用於治療病患之外部對抗搏㈣置，包含： 一氣球總成被㈣以承放該病患之下肢，該氣球總 成包括數個可充氣的裝置； 一加壓流體源； -流體容器與該加壓流體源相互連接用於使該可充 氣的裝置充氣；以及 -加壓配送總成與該流體容器相互連接用於由該流 體源配送加壓流體至該等可充氣的裝置； 該流體配送總成包括可選擇性地操作之一充氣/放 氣閥在每一該等可充氣的裝置與該流體容器間被相互連 接，每一該等充氣/放氣閥於其上具有一電力操作器，並 與该氣球總成相互連接’且為可別操作的，使得該等可 充氣的裝置為分別可充氣與可放氣的，每一該等充氣/放 氣閥具有一輸入與該流體容器相互連接、一充氣/放氣璋 -49 - 本紙張尺度適用中國國家標準（CNS)A4規格（2.10 X 297公笈 1244914 經濟部智慧財產局員工消費合作社印製

I鼙V2日修(更)正替換頁 六、申請專利範圍 與該等可充氣的裝置之-及-放氣排出埠與大氣相通， 該放乳排出電力通常為開啟的，以在送至該電力操作器 之電力失去之際預置為該正常的開啟狀況； 該加壓流體源包括一壓縮器、該裝置進一步包括一 電力向上斜坡裝置’其在裝置啟動之際以可變頻率將送 至壓縮ϋ之f力* 11G/12G VAC 5動Hz變換為三相 AC及在大約3至5秒之期間增加電力至預先選定 之完全功率位準。 Π·—種用於供治療病患之外部對抗搏動裝置中的治療台， 病患在治療之際被置於該治療台上，該治療台包括一主 要部位與一關節部位可選擇性地調整為相對於該主要部 位之數個角度位置，該治療台進一步包括一個以電動機 驅動之升降總成可致動的以將該治療台選擇性地上升及 下降至數個不同的升降位置。 18.如申請專利範圍第17項所述之治療台，其中該治療台進 一步包括數個輪子讓該治療台在數個位置間選擇性地移 動。 19·如申請專利範圍第17項所述之治療台，其中該裝置進一 步包括一充氣/放氣閥用於使可附裝於病患之一可充氣 的裝置選擇性地充氣與放氣，該充氣/放氣閥被安裝於該 治療台上並為可與其活動的。 20_如申請專利範圍第17項所述之治療台，進一步包含位於 該治療台上可用腳致動之一開關，該可用腳致動之一開 關選擇性地將該以電動機驅動之升降總成激能或解能。 -50 - +紙張尺度適周中國國家標準（cns)a4規格（210>: 297公复) 荖--- 請先閱讀背面之•注意事項本頁) 1T· 1244914 六、申請專利範圍 21.如申请專利範圍第17項所述之治療台’其中該以電動機 驅動之升降總成包括一限制開關裝置，其將該治療台之 該主要部位的頂端之升降限制於24英吋至36英对間。 22·如申請專利範圍第17項所述之治療台，其中該治療台之 該關節部位相對於該主要部位.的角度位置被限制為水平 線上30度。 經濟部智慧財產局員工消費合作社印製 本紙張尺度適帛中國國家標準（CMS)A4規格（210 X 297公涅〉