JPS595302B2 - 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。

テニスの米国特許第３．３０３，８４１号によれば、身
体の下部に外圧を刃口えると心臓の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張の際血
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
施されかつ並の接置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
助装置をうることである。

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

Ｎ、水充填装置 水充填装置は、足を包む袋に、特定患者に適した量の水
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
理中にその有効サイズが変わることがある、と判明した
。

すなわち水充填装置は適当に水を満たすたけではなく、
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
との間で有効な水圧結合が保たれる。

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。

充填圧力が所足の大きさく通常約２５ＷＨｇ）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。

この充填は通常、上方位置すなわち袋を圧縮する位置の
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
整される排気量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。

Ｂ１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（たとえは−５０ｖｒｍ Ｈｇ ）を作ったり
することが可能でなければならない。

カロえられる正圧の大きさは、常時、約１５０〜２５０
７１１ｍＨｇである。

液体を含む足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、この圧力差をうる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
動をうるために、足袋の下に取付けられる。

袋の中の圧力は、往復動部材がそれに対して上昇するに
つれ増太し、往復動部材が低いレベルに降下するにつれ
最小（通常的２５ＭＨｇ）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）。

本発明の負圧能力が使用されるならば、往復動部材、袋
および患者の身体は、一部排気されたとえば大気圧以下
の７０ＷＨｇの負圧まで排気されるバッグ内に、腰から
下が包まれる。

バッグはフレニジプ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、装置の残部に
よって足から離して置かれる。

バッグまたは吸引袋は、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、−５０Ｉｌｌ；Ｉｌｌ Ｈｇ−＋２５０
ＭＨｇの範囲の正常動作サイクルを有する。

動作の際、圧力は、心臓の作用の収縮面と一致するサイ
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足袋は患者の足のまわり
に置かれ、硬いゲージングは足と機械圧力伝達往復動部
材の両刀を包むのに用いられる。

次に袋は、足のまわり全体および往復動部材の上に水が
満たされ、その結果袋が足のほぼ全表面と接触して足首
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
作サイクルを与える。

７、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、垂直往復プラテンを駆動する
水圧シリンダ・＼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
によってトランスデユーサの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１０ｃｘｘ １０ｃｒｒＬＸ １．
２にア７１の寸法の水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水圧結合の変
動にかかわらず、また動作中に足ケーシングの変形や袋
の動的な延びにかかわらす達成される。

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。

本発明では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Ｅ Ｋ Ｇ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。

ＥＫＧ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、本発明の装置によってももの動脈に導か
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
至る連続伝達にはもう９０ｍ５かかる。

重要なことは、人工誘起の正圧波が心臓拡散のかなり前
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ことである。

したがって、本装置の使用により生じる手首で見られる
ような増大された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。

すなわち説明のための状況では、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ＥＫＧｆｇ号が心臓拡張の開始を示すよりも８０ｍ
５前に、始まるように時間規正された指令信号によって
開始される誘起圧力波をもつことが望ましい。

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
りによって、よく似たいわゆる心臓拡張により動脈波で
示される。

この整相装置では、足与圧信号はＥ Ｋ Ｇを増強スる
のに用いられ、この与圧後にオシロスコ−７’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、Ｅ Ｋ Ｇまたは動脈波形
の増強信号が心臓拡張の始給に置かれるまで、遅延時間
を調節することができる。

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、それによって１ある大動脈の現
象（普通、Ｅ Ｋ ０曲線「Ｒ」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電場所でのその表
現との時間差を補償しつ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。

目視マーカーは具合のよい電子式であり、またマーカー
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、指容積描写図のトレース
増強として、または同様な心臓現象の表示として、オシ
ロスコープのチャンネルに沿って移動される。

９１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力ｐ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、特に位置が並太気圧で動作されるとき、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図れら、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、単一の上部足ケーシング
部材即ち上部シェル２６と単一の下部足ケーシング部材
即ち下部シェル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１駆動される。

往復動部材３０および機械的リンク装置３２は機械的変
位装置を構成する。

圧力に敏感なトランスデユーサ（検出器）３４（第４Ａ
図参照）が袋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。

このトランステユ−サの特殊機能について下記に説明す
る。

第２図は包囲体３６ｆＪ３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
置を示すたぬに切開かれている。

包囲体はケーシング２４を越えて延び、患者４０の腰３
８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、並太気圧で包囲体３６の中の正常
な環境を保つために常時使用される。

本発明の使用によって解決される若干の循環フェージン
グの問題がある。

患者の足に袋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Ｅ Ｋ
Ｇ ＠号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に置かれる検出装置によ
って監視されるような撓骨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Ｅ Ｋ ０曲線が示されている。

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約８０ｍ５に続くものとする。

これは本発明の装置により誘起された圧力波が、８０秒
のトリップを終えてから、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、ＥＫＧが心
臓拡張を告げてから約９０ｍ５後に生じるいわゆる重複
切痕４０９によって表わされる。

便宜上、装置はＥ Ｋ Ｇの突起４１５を検出すること
によって普通トリガーされる。

第４Ａ図と第４Ｂ図から、装置のフェージングおよびコ
ントロールに上述の現象を用い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２０ｗ１より小で
あるならば、圧力レベル増幅器４６はアンド・ゲ゛−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
を閉じるならは、アンド・ゲート４８によって信号が送
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、すなわち導管５８から導管６
０に水が流れるような位置になる。

それによって水は、２０ｗＩｌＨｇの圧力が圧力検出器
３４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からの信号は降下し、したがってアンド
・ゲート４８が閉じられる。

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。

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

普通の動作モードでは、検出された圧力が一１５１１ｍ
Ｈｇの値より犬であるならば、信号がアンド・ゲート６
４に送られる６ 閏ト出スイッチ」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
そのから位置に移され、すなわち水を導管６０から導管
７０に流すような位置になる。

説明のための一１５Ｍ）（ｇ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
より所要の信号を検出せず、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１１脚装置としては用いられないこ
とが認められる。

それにもかかわらず、判別装置ではなく自動装置によっ
て特定の所定圧力まで袋を充填する能力がきわめて有利
であることが強調される。

装置の動作中、袋３４の中の圧力は、次のとおり袋装置
の水を力ｐ減することによって所望のレベルに保たれる
。

排気量検出型トランスデユーサ７６が水圧作動ロッド・
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装置
７８の直進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及びロッド・シリンダ装置７８は
変位装置を構成する。

ロッド・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からの信号を排気量検出器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Ｅ Ｋ Ｇ ｆｉ号はトリガ
ー発生器８４に送り込まれる。

トリガー発生器は、ＥＫＧ信号のいわゆるＱＲ８複合立
上りを認識してこれに応動するように選択される。

（この立上りは第４図の数字４１５に示される。

）すなわち、ＯＲ８の立上りが各心臓鼓動とともに周期
的に生じると、手動制御の遅延装置８６に送られる出力
がトリガーされる。

遅延装置８６の目的は、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（袋３４の圧
力によって生じるような）を必要とする時間中継続する
ように選択される。

遅延装置８６及び持続信号発生器８８は手動で制御でき
る手動制御装置であって目視監視式整相制御装置の一部
を構成し、Ｅ Ｋ Ｇ ）レース上に現われる圧力指令
信号の相対的タイミングおよび持続時間を調節すると同
時に前記信号をＥ Ｋ Ｇ トレースに対し所望の相互
関係にもたらすように前記信号の目視調節を達成する。

この発生器８８力１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、２５０ ｍｓ
の上部平たん部と、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貸玉力波
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、それによってロッド・シリン
ダ装置７３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、一つは持続信号発生器８８からストローブ信号発生
器８９に至る周期信号であり、他は排気量検出器８０か
らの信号である。

排気量検出器８０はこの２個の信号を比較するが、一つ
は与えられた時間の装置７８の実際位置を表わす。

それは、この比較を行なうときを定めるレベル・ストロ
ーブ信号発生器８９によって変形されたような持続信号
発生器８８からの周期信号、すなわち「ストローブ」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、下ワン・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が充填周期０．５秒の間も
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秒の充填周期は、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）
中続くはすである。

他力では、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、排出ポンプは「ワン・ショット」装置９８と排
出ポンプ６９の動作によって各心臓サイクル１／２秒間
ターン・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、ＥＫＧ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。

これらの信号が増大する間は、持続信号発生器８８から
受信した圧力指令信号が存在し、ＥＫＧトレース１０４
と動脈トレース１０６の増大として現われる。

９０ｍ５の遅延装置１０８と８０ ｍｓの遅延装置１１
０によって、圧力指令信号は、実際のＥ Ｋ Ｇ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、ＥＫＧまたは動脈トレースに見られる
ような心臓拡張期に、増強信号をレジスタに入れるのに
用いられ、それによって与圧波は心臓サイクルに合わさ
れる。

装置の使用者は、持続信号発生器８８の特性を変えて、
特定患者に必要な増強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、この持続信号はオシロスコー
プ、トレースの増強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。

この上記制御装置は、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Ｅ Ｋ Ｇサイクルより約８０
ｍ５前相はずれにある場合をいう。

ＥＫＧ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、
下記の装置が使用される。

Ｅ Ｋ Ｇ装置１０２からの信号は、トリが一発土器８
４、遅延装置８６、および持続信号発生器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持続時間Ｄ４のパル
スは、時間ＤＩ（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ＥＫＧ（チャンネル１）増強をうるために
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、したがって可変遅
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との和たけ、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のが
特徴である。

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、マーカー位置匍御器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、持
続信号発生器８６によって作られかつ外圧援助行程を表
わす増強トレースがマーカー・ピップに続くか、マーカ
ー・ピップよりもＤｌ−４０ｍｓの時間だけ遅延される
。

使用中、装置の使用者はまず動脈トレースを見て、マー
カー位置制御器１２２を調節し、そして、マーカー・ピ
ップを心臓収縮の開始を示すその所望位置に移動させる
。

この時間は、可変遅延装置１１６によって伝えられる遅
延に４０ｍ５を力ｐえたものに等しい。

次に可変遅延装置８６またはＤｌは、遅延制御器１２４
を調節することによって、増強信号を重複切痕、即ち動
脈波で小さい下行性の偏向あるいは半月弁閉鎖に続いて
すぐに見られる圧の形に合わせるようセットされる。

最後に持続信号発生器８８は、持続制御器１２６を調節
することによって、適当なパルス長さを与えるようセッ
トされ、それにより与圧波と心臓サイクルが整相される
。

第５Ａ図〜第５Ｃ図から見られるとおり、機械作動装置
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５１６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の他端もホルト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個のカム軸受５
３０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の各側でカム軸受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５３
９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。

ｉｓＡ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の底と板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５１６
用のハウジングが構成される。

シリンダ５１８がベロー・マウント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が動作ロント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、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、往復動部材がプランジャの引込みによっ
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、すなわち真空が一部抜か
れる第１図の５５７で示されるようなバック内に装置が
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足ハウジ
ング５５４の内側の応力を最小にするのが、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。

もちろん足ユニット・ハウジング５５４の袋５５２によ
るかなりの偏向はすべて回避しなければならない。

ハウジング５５４が硬くなけれは、その膨張は対脈博サ
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、機械作動ユニットの動作は、ハウジン
グ５５４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５６０は往
復動部材の機構自体にカロえられ、したがって機構を保
持する足ユニットにカロえられる。

本発明の機械作動装置を用いると、底板５４６がはるか
に軽くなるのは、それがたとえば第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られる
だけにすぎないからである。

これらの力によって、底板５４６は引張られて置かれる
が、それに大きな曲げ応力は一切加わらない。

さらに足ユニットの二つの部分が第６図に示されかつ第
５Ｂ図に見られるようなロッド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、足ユニット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、ロッド５５６
と５５８における引張応力として記録される。

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。

ハウジング５５４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すみはほとんどなくなる。

本発明の構造における曲げモーメントおよび前記力の配
分が相対的に欠ける結果として、ハウジング・ユニット
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、硬いハウジングすなわちケー
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、その硬さに合わせることなく、でき
るだけ軽くなけれはならない。

第６図に見られるとおり、足ケーシング２４には単一の
上部足ケーシング部材即ち上部シェル１３１と単一の下
部足ケーシング部材即ち下部シェル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。

下部シェルと上部シェルの外周に沿って取付けられるラ
ッチ・コネクタにはピン１４０があり、このピンはコネ
クタ部材１４４が下方に移動されるときそれがピン１４
０に接触せず、いったん下げられると上部シェルの横力
向の動きによってピン部材１４４の開口１４６に田ツク
するように、コネクタ部材１４２の上に置かれる。

いったんこのラッチ動作が達成されると、ポルｌ−１３
６を締付けることができ、動作を進めることができる。

本発明のもう一つの重要な点は、ただ１個の液体袋、上
部ケーシング部材および下部ケーシング部材を有する比
較的簡単な構造を組合わせることができ、しかもすぐれ
た圧力制御に適した装置をうろことができる点である。

これは、おのおの截頭半円錐の足受は室１３５を２個有
する一つの上部足ケーシング部材１３１と一つの下部足
ケーシング部材１３２を備えることによって達成された
。

これらの室は、より薄い帝（第１図参照）によって接続
され、これによって１個の毛布状袋が患者の足に巻付け
られる。

袋による任意なかなりの偏向（たとえは圧力の中央点で
約１．５原以上の偏向）を回避するため、足を包む室と
ケーシング部材との間に三角の補強部分を設け、それら
を一緒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。

足を包む帯自体は、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、必要に応じ外部覆
い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３０００Ｃｗｔ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少なくとも約
１６３９ｉ（１００立方インチ）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
械耐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９ｃｒｒＬ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本発明の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機械作動装置の平面図
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・・・・・・吸上げポンプ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 患者の脚を与圧することで患者の心臓の鼓動と同期
   したサイクルで患者の脚に外圧型循環援助作用を加える
   ための装置において、 Ａ、患者の脚のまわりを包むとともに多量の液体を保持
   するようにされた単一の袋２２と、Ｂ、前記袋の外側の
   壁と接触している機械的変位装置であって、前記袋２２
   を押圧するための装置となり、前記圧力による援助作用
   を得るための主たる装置となる機械的変位装置と、 Ｃ０単一の上部足ケーシング部材２６．１３１、および
   装置を有する単一のＴ部足ケーシング部材２８，１３２
   で、前記流体の前記与圧中に前記足ケーシング部材のい
   かなるかなりの外方の撓みをも回避するに十分な補強部
   分１５０を前記足部材相互間に有している足ケーシング
   部材とを含んで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、前記補
   助部分が、 Ａ、上部足ケーシング部材及び下部足ケーシング部材の
   各の足受は室１３５の各の相互間の三角形補強部分と、 Ｂ、前記補強部材を互いに連結する複数の締め付は装置
   １４０〜１４６、とを含んで成る装置。 ３ 特許請求の範囲第２項記載の装置において、前記足
   受は室が截頭半円錐形状をなし且つ円形応力としてこれ
   に加えられる応力を消散し、それにより前記足受は室の
   かなりの撓みあるいは変形に抵抗するようにされて成る
   装置。 ４ 特許請求の範囲第１項記載の装置において、前記ケ
   ーシング部材と、袋と、変位装置との全てがまわりに大
   気より低い圧力を維持するように包囲体内に配置されて
   成る装置。 ５ 特許請求の範囲第３項記載の装置において、与圧装
   置が少くとも１，６３９ｉ（１００立方インチ）の排出
   能力を有しまた約９ｃｍ（３，５インチ）までの行程長
   さを通して前記往復動部材を作動するための装置を含ん
   で成る装置。 ６ 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特許請求の範
   囲第１項記載の装置で、前記援助が手足を取り囲む。 流体を充満された袋を介して圧力を前記手足に伝達する
   ための装置で達成されるようにされて成る装置において
   、 Ａ、ＥＫＧ）レースと動脈圧力検出器から得られるトレ
   ースとを顕示するようにされた多重チャンネルオツシロ
   スコープと、 Ｂ、前記トレース上に現われる圧力指令信号の相対的持
   続時間を目視的に顕示するための装置と、Ｃ１前記圧力
   指令信号の相対的タイミングおよび持続時間を調節する
   と同時に前記信号をＥ Ｋ Ｇトレースに対し所望の相
   互関係にもたらすように前記信号の目視調節を達成する
   ための手動制御装置８６．８８とから成る目視監視式整
   相制御装置を含んで成る装置。 ７ 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特許請求の範
   囲第１項記載の装置で、前記援助が手足を取り囲む、流
   体を充満された袋を介して、圧力を水圧シリンダ５１８
   から前記手足に伝達するための装置で達成されるように
   されて成る装置において、 Ａ、理想的な圧力波形発生装置９０と、 Ｂ、実際の貸玉波形検出装置３４，３５と、Ｃ０上記の
   理想的波形と実際の波形とを連続的に比較するための波
   形比較器９２と、 Ｄ、前記比較器からの信号に応答して、前記水圧シリン
   ダへの流体の流れを変更し、それにより前記理想的圧力
   波形をより近似的に達成する、サーボ弁９４とを含んで
   成る装置。