專利名稱：醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及ー種交替輸出正壓和負(fù)壓以對例如主動脈內(nèi)氣囊泵(IABP)等醫(yī)療設(shè)備進(jìn)行膨脹、收縮驅(qū)動的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置。
背景技術(shù)：
例如IABP用氣囊導(dǎo)管中，將上述氣囊插入患者心臟附近的動脈血管內(nèi)，配合心臟的搏動使氣囊膨脹及收縮，進(jìn)行心臟的輔助治療。作為用于使氣囊膨脹、收縮的驅(qū)動裝置，公知有如下述專利文獻(xiàn)I及專利文獻(xiàn)2所示的驅(qū)動裝置。這些公報所示的驅(qū)動裝置具有一次側(cè)配管系統(tǒng)和二次側(cè)配管系統(tǒng)，通過壓カ傳輸隔壁裝置(通常，稱為容量限制裝置(VLD)或隔離器)將這些系統(tǒng)隔離，將一次側(cè)配管系 統(tǒng)產(chǎn)生的壓カ變動傳輸至二次側(cè)配管系統(tǒng)，通過二次側(cè)配管系統(tǒng)產(chǎn)生的壓カ變化對氣囊進(jìn)行膨脹及收縮驅(qū)動。這樣分離為一次配管系統(tǒng)和二次配管系統(tǒng)，是為了實(shí)現(xiàn)使用于驅(qū)動氣囊的流體和作為正壓及負(fù)壓的發(fā)生源的流體為不同流體，提高氣囊膨脹、收縮的響應(yīng)性。另夕卜，通過對二次配管系統(tǒng)消除由擴(kuò)散所致的泄漏并保持氣密，是為了無需消耗大量的比較昂貴的二次配管系統(tǒng)內(nèi)的流體，即，以低成本進(jìn)行壓カ發(fā)生。作為封入二次配管系統(tǒng)的氣體，優(yōu)選使用質(zhì)量小且響應(yīng)性優(yōu)異的氦氣。在這種醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，為了充分追隨患者的快動脈，期望進(jìn)ー步提高氣囊的膨脹及收縮時的響應(yīng)性，即，縮短為了使氣囊膨脹從施加正壓到氣囊膨脹需要的時間、及為了使氣囊收縮從施加負(fù)壓到氣囊收縮需要的時間。特別地，為了提高操作性，期望對從驅(qū)動裝置到氣囊的配管的長度(驅(qū)動管長)的長尺寸化、作為體格比較大的患者用而對大氣囊容積、或者為了減輕患者的身體負(fù)擔(dān)而對細(xì)徑化的導(dǎo)管徑向妥善處理，即使在上述情況下，也必須確保充分的響應(yīng)性。另外，被封入二次配管系統(tǒng)的氣體有時會經(jīng)時地從氣囊膜及構(gòu)成配管系統(tǒng)的管的壁透過并擴(kuò)散，或血液中的成分浸入而被污染，因此，必須定期將二次配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體全部更換(全排氣)。目前，該全排氣如下進(jìn)行，將二次配管系統(tǒng)與真空泵連接，將其內(nèi)部的氣體全部排出后，從封入有新氣體的罐向二次配管系統(tǒng)內(nèi)填充氣體。因此，不能在醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置工作的狀態(tài)(使被驅(qū)動設(shè)備的膨脹及收縮動作持續(xù)的狀態(tài))下進(jìn)行，必須在停止其功能的狀態(tài)下進(jìn)行。由于這樣可能會給治療中的患者帶來負(fù)擔(dān)，因此，期望得到改
茲本發(fā)明是鑒于此而創(chuàng)立的，其第一目的在于，提供一種響應(yīng)性優(yōu)異的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置。另外，其第二目的在于，提供ー種不用停止被驅(qū)動設(shè)備的膨脹及收縮就能進(jìn)行氣體更換的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置。專利文獻(xiàn)I :專利第3767008號公報專利文獻(xiàn)2 :專利第3804092號公報(I)本發(fā)明第一方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置具備壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，其向與被驅(qū)動設(shè)備連通的配管系統(tǒng)交替施加正壓和負(fù)壓以使被驅(qū)動設(shè)備反復(fù)進(jìn)行膨脹及收縮；氣體罐，其依據(jù)所述配管系統(tǒng)與該氣體罐內(nèi)壓之間的壓カ差，吸入該配管系統(tǒng)內(nèi)的一部分氣體，或向該配管系統(tǒng)排出其內(nèi)部的一部分氣體；閥機(jī)構(gòu)，其對所述氣體罐與所述配管系統(tǒng)之間的連通進(jìn)行選擇性開閉；控制機(jī)構(gòu)，其控制所述閥機(jī)構(gòu)，從通過所述壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)施加正壓或負(fù)壓切換至施加負(fù)壓或正壓的時刻起經(jīng)過規(guī)定時間后打開所述閥機(jī)構(gòu)，在下一次切換前關(guān)閉所述閥機(jī)構(gòu)。在本發(fā)明中，作為被驅(qū)動設(shè)備，可以優(yōu)選列舉例如IABP用氣囊導(dǎo)管。另外，作為所述壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，雖未特別限定，但優(yōu)選的是，具有交替產(chǎn)生正壓和負(fù)壓的一次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)和包含壓カ傳輸隔離機(jī)構(gòu)的二次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，所述壓カ傳輸隔離機(jī)構(gòu)由通過一次配管系統(tǒng)將由所述一次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)產(chǎn)生的正壓和負(fù)壓交替導(dǎo)入的第一室、以及與該第一室氣密隔離并傳輸?shù)谝皇业闹辽僖徊糠謮亥牡诙倚纬伞＞桶殡S施加由壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)產(chǎn)生的正壓或負(fù)壓導(dǎo)致的配管系統(tǒng)內(nèi)壓力變化而言， 在向配管系統(tǒng)施加正壓的情況下，配管系統(tǒng)內(nèi)的壓カ上升，在該配管系統(tǒng)內(nèi)壓力相比于平臺壓(被驅(qū)動設(shè)備完全膨脹時的壓力)過沖后，直到減少至平臺壓，到達(dá)下次切換(向負(fù)壓的切換)，保持大致恒定的狀態(tài)。之后，通過向負(fù)壓的切換，配管系統(tǒng)內(nèi)的壓カ下降，在該配管系統(tǒng)內(nèi)壓力相比于基準(zhǔn)壓(被驅(qū)動設(shè)備完全收縮時的壓力)過沖后，直到上升至基準(zhǔn)壓，達(dá)到下次切換(向正壓的切換)，保持大致恒定的狀態(tài)，依次重復(fù)上述操作。在本發(fā)明中，從切換至正壓的時刻起經(jīng)過規(guī)定時間后，閥機(jī)構(gòu)打開，這時的配管系統(tǒng)內(nèi)壓力被施加正壓，因此,根據(jù)與氣體罐的壓力差,該配管系統(tǒng)內(nèi)的一部分氣體被吸入氣體罐內(nèi)。另ー方面,從切換至負(fù)壓的時刻起經(jīng)過規(guī)定時間后，閥機(jī)構(gòu)關(guān)閉，這時的配管系統(tǒng)內(nèi)壓力被施加負(fù)壓，因此，根據(jù)與配管系統(tǒng)的壓力差，該氣體罐內(nèi)的一部分氣體被排出至配管系統(tǒng)。通過優(yōu)化施加正壓時的所述規(guī)定時間及施加負(fù)壓時的所述規(guī)定時間(例如，設(shè)為被驅(qū)動設(shè)備完全膨脹的時刻或完全收縮的時刻)，能夠縮小平臺壓與基準(zhǔn)壓之間的差，因此，在膨脹時，能夠縮短從基準(zhǔn)壓到達(dá)平臺壓的時間，并且，在收縮時，能夠縮短從平臺壓到達(dá)基準(zhǔn)壓的時間，能夠提高被驅(qū)動設(shè)備膨脹及收縮的響應(yīng)性。(2)本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置具備壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，其向與被驅(qū)動設(shè)備連通的配管系統(tǒng)交替施加正壓和負(fù)壓以使被驅(qū)動設(shè)備反復(fù)地進(jìn)行膨脹及收縮；氣體罐，其依據(jù)所述配管系統(tǒng)與該氣體罐內(nèi)壓之間的壓カ差，吸入該配管系統(tǒng)內(nèi)的一部分氣體，或向該配管系統(tǒng)排出其內(nèi)部的一部分氣體；閥機(jī)構(gòu)，其對所述氣體罐與所述配管系統(tǒng)之間的連通進(jìn)行選擇性開閉；氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體；氣體排出機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐將所述配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體排出；控制機(jī)構(gòu)，其控制所述閥機(jī)構(gòu)，從通過所述壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)施加正壓或負(fù)壓切換至施加負(fù)壓或正壓后，打開所述閥機(jī)構(gòu)，在下一次切換前關(guān)閉所述閥機(jī)構(gòu)，并且，在關(guān)閉所述閥機(jī)構(gòu)的狀態(tài)下，控制所述氣體排出機(jī)構(gòu)以排出所述氣體罐內(nèi)氣體的至少一部分，控制所述氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)以向該氣體罐補(bǔ)充氣體。在本發(fā)明中，作為被驅(qū)動設(shè)備，可以優(yōu)選列舉例如IABP用氣囊導(dǎo)管。另外，作為所述壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，雖未特別限定，優(yōu)選的是，具有交替產(chǎn)生正壓和負(fù)壓的一次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)以及包含壓カ傳輸隔離機(jī)構(gòu)的二次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，所述壓カ傳輸隔離機(jī)構(gòu)由通過一次配管系統(tǒng)將在所述一次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)的正壓和負(fù)壓交替導(dǎo)入的第一室、以及與該第一室氣密隔離且傳輸?shù)谝皇业闹辽僖徊糠謮亥牡诙倚纬?。根?jù)本發(fā)明，在需要將配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體整體更換的情況下，在關(guān)閉閥機(jī)構(gòu)的狀態(tài)下，通過從氣體罐排出氣體和向氣體罐補(bǔ)充氣體，能夠更換(半排氣)配管系統(tǒng)內(nèi)的一部分氣體，通過重復(fù)這些操作，可以將配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體整體更換(全排氣)。因此，不用停止被驅(qū)動設(shè)備的膨脹及收縮就能夠進(jìn)行配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體更換，能夠減輕對治療中的患者的負(fù)擔(dān)。另外，根據(jù)需要，能夠?qū)⑴涔芟到y(tǒng)內(nèi)氣體的一部分排出，或補(bǔ)充新氣體，因此，能夠?qū)⑴涔芟到y(tǒng)內(nèi)的氣體濃度保持恒定，因此，能夠?qū)⒈或?qū)動設(shè)備的膨脹及收縮速度保持恒定。(3)本發(fā)明第三方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置如下構(gòu)成，在本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，還具備對所述配管系統(tǒng)的內(nèi)部壓カ進(jìn)行檢測的配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu)，所述氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)具有一次氣體罐，其封入有補(bǔ)充至所述氣體罐的所述氣體；可開閉的第一閥機(jī)構(gòu)，其連接于所述一次氣體罐的輸出側(cè)；二次氣體罐，其通過所述第一閥機(jī)構(gòu)的開閉與所述一次氣體罐的輸出側(cè)連通；罐壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其對所述二次氣體罐內(nèi)的壓カ進(jìn)行檢測；第二閥機(jī)構(gòu)，其連接于所述二次氣體罐的輸出側(cè)，通過閥的開閉對向所述氣體罐的內(nèi)部補(bǔ)充來自所述二次氣體罐的氣體進(jìn)行控制，所述控制機(jī)構(gòu)以如下方式運(yùn)轉(zhuǎn)在使所述被驅(qū)動設(shè)備從收縮狀態(tài)切換至膨脹狀態(tài)的時刻，在由所述配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu)所檢測的壓カ變?yōu)橐?guī)定值以下的情況下，將所述第一閥機(jī)構(gòu)設(shè)置為關(guān)閉狀態(tài)，將第二閥機(jī)構(gòu)設(shè)置為打開狀態(tài)，從所述二次氣體罐向所述氣體罐補(bǔ)充氣體，在該氣體的補(bǔ)充前后根據(jù)由所述罐壓カ檢測機(jī)構(gòu)所檢測的所述二次氣體罐內(nèi)的壓カ變動，計算出補(bǔ)充至所述配管系統(tǒng)的氣體量。在本發(fā)明中，優(yōu)選的是，通過所述配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu)，在使所述被驅(qū)動設(shè)備從收縮狀態(tài)向膨脹狀態(tài)切換的時刻，對所述配管系統(tǒng)的壓カ進(jìn)行檢測，所述控制機(jī)構(gòu)對該檢測的壓カ是否在規(guī)定值以下進(jìn)行判斷。在使用本發(fā)明的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置算出向被驅(qū)動設(shè)備側(cè)配管系統(tǒng)內(nèi)補(bǔ)充的氣體補(bǔ)充量時，如下進(jìn)行。在由配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測出的壓カ達(dá)到規(guī)定值以下的情況下，將第一閥機(jī)構(gòu)設(shè)置為關(guān)閉狀態(tài)，將第二閥機(jī)構(gòu)設(shè)置為打開狀態(tài)。由此，能夠從二次氣體罐向氣體罐補(bǔ)充氣體。在所述氣體補(bǔ)充的前后，通過罐壓力檢測機(jī)構(gòu)對罐內(nèi)壓カ進(jìn)行檢測。此時，通過第一閥機(jī)構(gòu)，二次氣體罐與一次氣體罐被阻斷，因此，由所述氣體補(bǔ)充前后的壓カ差(P1-P2)與二次氣體罐的容積V求得從二次罐向配管系統(tǒng)移動的氣體補(bǔ)充量。所述補(bǔ)充量與(P1-P2) XV成比例。長時間記錄這樣求得的氣體補(bǔ)充量。優(yōu)選的是，記錄機(jī)構(gòu)記錄于半導(dǎo)體存儲器、磁盤、光記錄介質(zhì)、或者其它記錄介質(zhì)等，依據(jù)需要可以輸出到屏幕或者紙上。而且，觀測該記錄的氣體補(bǔ)充量的歷時變化，在氣體補(bǔ)充的間隔縮短，且計算的氣體補(bǔ)充量開始增加時，可以判斷為氣體發(fā)生異常泄漏，提前發(fā)出警報。氣體補(bǔ)充量是否開始增加，中央信息處理裝置(CPU)等適當(dāng)讀取記錄機(jī)構(gòu)所記錄的氣體補(bǔ)充量的歷時變化，如果判斷為是則能夠自動發(fā)出警報。本發(fā)明中，不管是患者方面的原因，還是機(jī)械偏差，都能夠準(zhǔn)確地把握向被驅(qū)動設(shè)備側(cè)配管系統(tǒng)補(bǔ)充的氣體量，能夠明確區(qū)別由于被驅(qū)動設(shè)備或者配管系統(tǒng)產(chǎn)生的針孔等所致的異常泄露和正常泄漏，在異常吋，能夠提前發(fā)出警報。
(4)本發(fā)明第四方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置如下構(gòu)成，在本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，還具有收縮時間計算機(jī)構(gòu)，其計算所述被驅(qū)動設(shè)備收縮的時間；膨脹停止機(jī)構(gòu)，其在由所述收縮時間計算機(jī)構(gòu)計算出的收縮時間變?yōu)橐?guī)定時間以下的情況下，使被驅(qū)動設(shè)備的膨脹連續(xù)停止一次以上，使收縮時間達(dá)到規(guī)定時間以上；壓力檢測機(jī)構(gòu)，其能夠在由所述膨脹停止機(jī)構(gòu)使膨脹停止一次以上之后，即將向下次膨脹切換前的時刻，對所述配管系統(tǒng)的壓カ進(jìn)行檢測，所述控制機(jī)構(gòu)對所述氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)進(jìn)行控制，經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體，以使由所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測的壓カ達(dá)到規(guī)定值。在通過所述收縮或膨脹時間計算機(jī)構(gòu)來計算被驅(qū)動設(shè)備收縮或膨脹的時間時，可以通過監(jiān)視例如由壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)產(chǎn)生的正壓和負(fù)壓的切換的時間來計算。由于被驅(qū)動設(shè)備的膨脹、收縮的切換與患者的血壓變動或者心臟的跳動同步進(jìn)行，因此，也可以根據(jù)來自對患者的血壓變動或者心臟的跳動進(jìn)行檢測的機(jī)構(gòu)輸出的信號，來計算被驅(qū)動設(shè)備收縮、膨脹的時間。另外，在本發(fā)明中，收縮或膨脹時間計算機(jī)構(gòu)是用于計算被驅(qū)動設(shè)備收縮及/或 膨脹的時間的機(jī)構(gòu)。另外，在本發(fā)明中，收縮或膨脹時間是指被驅(qū)動設(shè)備的收縮及/或膨脹的期間。本發(fā)明第四方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，在由收縮或膨脹時間計算機(jī)構(gòu)計算出的被驅(qū)動設(shè)備的收縮或膨脹期間比規(guī)定時間短的情況下，通過膨脹或收縮停止機(jī)構(gòu)，使被驅(qū)動設(shè)備的膨脹或收縮驅(qū)動停止一拍或數(shù)柏。作為所述情況下的基準(zhǔn)的規(guī)定時間，沒有特別的限定，但優(yōu)選為100飛00毫秒，更優(yōu)選為15(T300毫秒。即使在這規(guī)定時間以下的期間，被驅(qū)動設(shè)備反復(fù)膨脹或收縮的情況下，在被驅(qū)動設(shè)備即將從收縮狀態(tài)向膨脹狀態(tài)或從膨脹狀態(tài)向收縮狀態(tài)切換前的時刻，對配管系統(tǒng)內(nèi)的壓カ進(jìn)行檢測，也不能檢測到穩(wěn)定的收縮狀態(tài)或膨脹狀態(tài)的壓力。檢測的壓カ比被驅(qū)動設(shè)備通常運(yùn)轉(zhuǎn)時的穩(wěn)定收縮狀態(tài)的壓カ低、或比穩(wěn)定膨脹狀態(tài)的壓カ高。因此，本發(fā)明中，在這種情況下，暫時停止被驅(qū)動設(shè)備的膨脹或收縮驅(qū)動。因此，在即將向下次膨脹或收縮切換前的時刻，與被驅(qū)動設(shè)備連通的配管系統(tǒng)的內(nèi)部壓力作為被驅(qū)動設(shè)備在收縮狀態(tài)或膨脹狀態(tài)下穩(wěn)定的壓力。本發(fā)明中，通過壓カ檢測機(jī)構(gòu)對該壓カ進(jìn)行檢測。然后，根據(jù)該檢測的壓力，判斷氣體壓カ是否正常。在所述檢測壓カ比規(guī)定閾值(例如，收縮狀態(tài)下OmmHg :表壓，膨脹狀態(tài)下120mmHg :表壓)低的情況下，可以認(rèn)為配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體確實(shí)不足，因此，在所述情況下，經(jīng)由氣體罐向配管系統(tǒng)內(nèi)補(bǔ)充氣體。用于補(bǔ)充氣體的方法，沒有特別限定，可以在短時間補(bǔ)充數(shù)次，或者也可以一次補(bǔ)充一定量。這樣，本發(fā)明第四方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，即使在被驅(qū)動設(shè)備的膨脹、收縮的間隔較短的情況下，也能夠向包含被驅(qū)動設(shè)備的配管系統(tǒng)的內(nèi)部補(bǔ)充適當(dāng)量的氣體。其結(jié)果是，本發(fā)明中，即使在患者心跳數(shù)較多的情況下，也能夠消除向配管系統(tǒng)內(nèi)過多補(bǔ)充氣體所引起的各種問題。另外，這時，本發(fā)明中，雖然使被驅(qū)動設(shè)備停止膨脹或收縮ー拍或數(shù)拍，然而，特別地，為了減輕對患者心臟的負(fù)擔(dān)，與保持膨脹狀態(tài)的方法相比，更優(yōu)選保持收縮狀態(tài)的方法。而且，由于為短時間，因此，對利用被驅(qū)動設(shè)備進(jìn)行的治療幾乎沒有影響。另外，與定期地對配管系統(tǒng)全部的氣體進(jìn)行置換(全排氣)的驅(qū)動裝置相比較，本發(fā)明中，氣體的消耗量少，故而比較經(jīng)濟(jì)。(5)本發(fā)明第五方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置如下構(gòu)成，在本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，還具有膨脹時間計算機(jī)構(gòu)，其計算所述被驅(qū)動設(shè)備膨脹的時間；膨脹持續(xù)機(jī)構(gòu)，其在由所述膨脹時間計算機(jī)構(gòu)計算出的膨脹時間變?yōu)橐?guī)定時間以下的情況下，使所述被驅(qū)動設(shè)備的膨脹持續(xù)至規(guī)定時間以上；壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其在由所述膨脹持續(xù)機(jī)構(gòu)持續(xù)規(guī)定時間以上的膨脹后，在即將向下次收縮切換前的時刻，可以對所述配管系統(tǒng)的壓カ進(jìn)行檢測，所述控制機(jī)構(gòu)對所述氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)進(jìn)行控制，向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體，以使通過所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測的壓カ達(dá)到規(guī)定值。在由所述壓カ變化計算機(jī)構(gòu)計算壓力變化的斜率時，可以將通過壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測的壓力的時間微分存儲于存儲器等中，根據(jù)所述存儲的數(shù)據(jù)進(jìn)行計算。本發(fā)明第五方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，在通過壓カ變化計算機(jī)構(gòu)計算出的壓カ變化斜率比規(guī)定值大的情況下，通過氣體補(bǔ)充停止機(jī)構(gòu)將向配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體的動作停止規(guī)定跳動數(shù)的時間。由壓カ變化計算機(jī)構(gòu)算出的壓カ變化的斜率比規(guī)定值大的情況，可以認(rèn)為是例如被驅(qū)動設(shè)備的膨脹、收縮的周期較短，在配管系統(tǒng)內(nèi)的壓カ穩(wěn)定之前，就從收縮(或膨脹)向膨脹(或收縮)切換的情況。在這種情況下，即使進(jìn)行通常的氣體 補(bǔ)充動作，也不能準(zhǔn)確地檢測收縮狀態(tài)(或膨脹狀態(tài))的穩(wěn)定壓力，因此，可能向配管系統(tǒng)內(nèi)過多導(dǎo)入氣體。因此，本發(fā)明中，在這種情況下，通過氣體補(bǔ)充停止機(jī)構(gòu)來停止向配管系統(tǒng)的氣體補(bǔ)充動作。之后，在壓カ變化的斜率小于或等于規(guī)定值的情況下，在所述被驅(qū)動設(shè)備即將從收縮狀態(tài)(或膨脹狀態(tài))向膨脹狀態(tài)(或收縮狀態(tài))切換前的時刻，通過所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)對配管系統(tǒng)的壓力進(jìn)行檢測。在壓カ變化的斜率小于或等于規(guī)定值的情況下，可以認(rèn)為是被驅(qū)動設(shè)備的膨脹、收縮的間隔接近正常時的狀態(tài)，可以檢測到被驅(qū)動設(shè)備的收縮狀態(tài)的穩(wěn)定壓力。因此，本發(fā)明中，根據(jù)該檢測到的壓力，判斷氣體壓カ是否正常。在所述檢測壓カ比規(guī)定閾值(例如OmmHg:表壓)低的情況下，可以認(rèn)為是配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體確實(shí)不足，因此，在所述情況下，向配管系統(tǒng)內(nèi)補(bǔ)充氣體。用于補(bǔ)充氣體方法，沒有特別的限定，可以在短時間補(bǔ)充數(shù)次，或者也可以一次補(bǔ)充一定量。這樣，本發(fā)明第五方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，由壓カ變化計算機(jī)構(gòu)計算出的壓カ變化的斜率在小于等于規(guī)定值的情況，穩(wěn)定的情況下，對配管系統(tǒng)內(nèi)的壓カ進(jìn)行檢測，根據(jù)所述壓カ，進(jìn)行氣體補(bǔ)充動作。另外，本法的優(yōu)點(diǎn)是，即使在由導(dǎo)管間的偏差、及體內(nèi)的導(dǎo)管部分的扭曲、及彎曲所致的驅(qū)動氣體的出入比通常慢的情況下，也可以使用本方法?，F(xiàn)有技術(shù)中，在這種狀態(tài)下，過多加入驅(qū)動氣體的可能性較大。因此，本發(fā)明中，可以向包含被驅(qū)動設(shè)備的配管系統(tǒng)的內(nèi)部補(bǔ)充適當(dāng)量的氣體。結(jié)果，本發(fā)明中，即使在患者的心跳加快的情況下，也不會向配管系統(tǒng)內(nèi)加入過多的氣體，能夠解除由此引起的各種問題。另外，這時，本發(fā)明中，被驅(qū)動設(shè)備的膨脹、收縮基本上不停止，因此，對采用被驅(qū)動設(shè)備進(jìn)行的治療沒有影響。另外，與定期地置換配管系統(tǒng)全部的氣體的驅(qū)動裝置相比較，本發(fā)明中，氣體的消耗量少，故而比較經(jīng)濟(jì)。另外，在本發(fā)明中，即將切換前的時刻是指，若將切換時設(shè)為0，則為包含0在內(nèi)的接近0的時刻((T數(shù)十毫秒前的任ー時刻)，若考慮用于切換壓カ的電信號中機(jī)械系統(tǒng)響應(yīng)延遲的時間(通常數(shù)毫秒 數(shù)十毫秒)，則是從電信號切換前的50毫秒到切換后的50毫秒以內(nèi)的任ー時刻。(6)本發(fā)明第六方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置如下構(gòu)成，在本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，還具有壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其對所述配管系統(tǒng)的內(nèi)部壓カ進(jìn)行檢測；壓力變化計算機(jī)構(gòu)，其在所述被驅(qū)動設(shè)備即將從收縮或膨脹狀態(tài)向膨脹或收縮狀態(tài)切換前的時刻，通過所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)，計算所述配管系統(tǒng)的內(nèi)部壓カ的壓カ變化斜率；氣體補(bǔ)充停止機(jī)構(gòu)，其在所述壓カ變化計算機(jī)構(gòu)計算出的壓カ變化斜率的絕對值比規(guī)定值大的情況下，體制向所述配管系統(tǒng)的氣體補(bǔ)充動作，所述控制機(jī)構(gòu)對所述氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)進(jìn)行控制，經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體，以使得在由所述壓カ變化計算機(jī)構(gòu)計算出的壓カ變化斜率的絕對值小于或等于規(guī)定值的情況下，以在所述被驅(qū)動設(shè)備即將從收縮或膨脹狀態(tài)向膨脹或收縮狀態(tài)切換前的時刻，使通過所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測的配管系統(tǒng)的 內(nèi)部壓カ達(dá)到規(guī)定值。本發(fā)明第六方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，存在如下問題，采用第四、第五方面的壓カ檢測機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓カ檢測，什么時候進(jìn)行根據(jù)上述壓カ檢測而被認(rèn)為必須進(jìn)行的將膨脹或收縮停止ー拍以上的操作。即，膨脹或收縮的停止優(yōu)選例如ー拍也不進(jìn)行，另外，對于收縮或膨脹的期間較短的狀況的患者如果頻繁進(jìn)行，相應(yīng)地，會使頻頻進(jìn)行輔助停止。因此，特別地，從補(bǔ)充由氣體的擴(kuò)散所致的喪失部分的觀點(diǎn)而言，這些用于確認(rèn)的檢測雖沒有特別的限定，但I(xiàn)分鐘 數(shù)十分鐘間隔進(jìn)行一次，更優(yōu)選為3 10分鐘進(jìn)行一次即可。當(dāng)然，除此之外，對急劇壓カ變化的監(jiān)視優(yōu)選每搏進(jìn)行。另外，在這足夠長的3 10分鐘的期間內(nèi)，包含膨脹或收縮充分變長那樣的心跳波動的情況較多。因此，更優(yōu)選的是，在規(guī)定期間內(nèi)獲得這樣足夠長的收縮或膨脹的期間或壓力斜率的絕對值較低的狀態(tài)時，使用那時的檢測壓力，判斷氣體補(bǔ)充的必要性。本發(fā)明中，也可以組合多個所述第四 第六方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的功能，構(gòu)成醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置。另外，在所述第四 第六方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，還可以具有氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體，使得在收縮或膨脹期間及壓カ變化的斜率的絕對值未滿足規(guī)定條件，且開始使下一次膨脹或收縮停止一次以上的動作之前，在某ー規(guī)定期間(搏動次數(shù)或時間)，觀察所述收縮或膨脹期間及壓力變化的斜率的絕對值，只要滿足規(guī)定條件的狀態(tài)出現(xiàn)一次，就將那時的由壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測的壓力作為規(guī)定值。另外，本發(fā)明的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的前述的功能可以在驅(qū)動裝置的動作中持續(xù)動作，也可在每個規(guī)定期間啟動。另外，在本發(fā)明中，配管系統(tǒng)未限定于管、軟管等撓性管，也包含非撓性管，還包含連接有這些管的罐等設(shè)備。發(fā)明效果根據(jù)本發(fā)明第一方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，能夠提高被驅(qū)動設(shè)備的膨脹及收縮時的響應(yīng)性，即，能夠縮短為了使氣囊膨脹而從施加正壓直到被驅(qū)動設(shè)備完全膨脹所需要的時間，以及能夠縮短為了使被驅(qū)動設(shè)備收縮而從施加負(fù)壓直到被驅(qū)動設(shè)備完全收縮所需要的時間。因此，能夠增長從驅(qū)動裝置到氣囊的配管的長度(驅(qū)動管長)，因此，能夠提高操作性，能夠?qū)?yīng)較大容積的被驅(qū)動設(shè)備，另外，能夠使導(dǎo)管徑細(xì)徑化。根據(jù)本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，能夠使配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體濃度保持恒定，而且，不用停止被驅(qū)動設(shè)備的驅(qū)動就能進(jìn)行配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體的整體更換。
根據(jù)本發(fā)明第三方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，除了所述本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的效果外，可以準(zhǔn)確把握補(bǔ)充至被驅(qū)動設(shè)備側(cè)配管系統(tǒng)的氣體量，能夠明確區(qū)分由于被驅(qū)動設(shè)備或者配管系統(tǒng)產(chǎn)生的針孔等所致的異常泄漏和正常泄漏，在異常時，可以提前發(fā)出警告。根據(jù)本發(fā)明第四 第六方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，除了所述本發(fā)明第二方面的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的效果外，即使在被驅(qū)動設(shè)備的膨脹、收縮的間隔較短的情況，或者不規(guī)則的情況下，也不會向包含被驅(qū)動設(shè)備的配管系統(tǒng)的內(nèi)部過多填充氣體。另夕卜，配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體也不會不足。因此，可以期待被驅(qū)動裝置帶來的良好的治療效果。另夕卜，本發(fā)明中，基本上不便被驅(qū)動裝置的驅(qū)動停止，或即使停止也是ー拍 數(shù)拍，因此對采用被驅(qū)動設(shè)備進(jìn)行的治療沒有影響。另外，與定期地對配管系統(tǒng)的全部氣體進(jìn)行置換的驅(qū)動裝置相比較，本發(fā)明中，氣體的消耗量少，故而經(jīng)濟(jì)。


圖I是表示本發(fā)明第一實(shí)施方式的氣囊導(dǎo)管的一個例子的概略剖面圖；圖2是表示本發(fā)明第一實(shí)施方式的氣囊導(dǎo)管的使用例的概略圖；圖3是本發(fā)明第一實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的概略結(jié)構(gòu)圖；圖4是表示本發(fā)明第一實(shí)施方式的壓カ傳輸隔壁裝置的一個例子的主要部分剖面圖；圖5是本發(fā)明第一實(shí)施方式的輔助裝置的主要部分結(jié)構(gòu)圖；圖6是本發(fā)明第一實(shí)施方式的輔助裝置的施加正壓時的主要部分結(jié)構(gòu)圖；圖7是本發(fā)明第一實(shí)施方式的輔助裝置的施加負(fù)壓時的主要部分結(jié)構(gòu)圖；圖8是表示在不便本發(fā)明第一實(shí)施方式的輔助裝置動作的情況下二次配管系統(tǒng)壓カ變化的曲線圖；圖9是表示在使本發(fā)明第一實(shí)施方式的輔助裝置運(yùn)轉(zhuǎn)的情況下二次配管系統(tǒng)壓力變化的曲線圖；圖10是表示本發(fā)明第一實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的控制例的流程圖；圖11是表示本發(fā)明第一實(shí)施方式的氦氣補(bǔ)充量歷時變化的曲線圖；圖12表示本發(fā)明第一實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的正壓閥、負(fù)壓閥及輔助閥的動作時刻；圖13是表示本發(fā)明第二實(shí)施方式的壓カ檢測時刻的時間圖；圖14是表示在本發(fā)明第二實(shí)施方式的脈搏較快的情況下二次配管系統(tǒng)(氣囊)內(nèi)的壓カ變化的圖；圖15是表示本發(fā)明第二實(shí)施方式的控制機(jī)構(gòu)的控制流程的流程圖；圖16是表示本發(fā)明第二實(shí)施方式的控制機(jī)構(gòu)的其它控制流程的流程圖；圖17是表示本發(fā)明第三實(shí)施方式的控制機(jī)構(gòu)的控制流程的流程圖；圖18是表示本發(fā)明實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置的變形例的概略結(jié)構(gòu)圖。標(biāo)記說明
2…第一壓カ罐3…第二壓カ罐4a、4b …泵5、6…壓カ傳感器10…控制機(jī)構(gòu)11、12、16、19…電磁閥15…壓カ傳感器(配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu))17…一次配管系統(tǒng) 18…二次配管系統(tǒng)20…氣囊導(dǎo)管22…氣囊40…壓カ傳輸隔壁60…補(bǔ)充裝置(氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu))61----次氦氣罐(一次氣體罐)63…第一電磁閥(第一閥機(jī)構(gòu))64…二次氦氣罐(二次氣體罐)65…壓カ傳感器(罐壓カ檢測機(jī)構(gòu))68 第二電磁閥(第二閥機(jī)構(gòu))70…輔助裝置71…輔助罐(氣體罐)72…輔助閥(閥機(jī)構(gòu))73…排氣閥74…真空罐
具體實(shí)施例方式下面，參照附圖對本發(fā)明實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置詳細(xì)進(jìn)行說明?！驳谝粚?shí)施方式〕本實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置用于使IABP(主動脈球囊反搏泵)用氣囊導(dǎo)管的氣囊進(jìn)行膨脹及收縮。在對本實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置進(jìn)行說明之前，首先，參照圖I對IABP用氣囊導(dǎo)管20進(jìn)行說明。如圖I所示，IABP用氣囊導(dǎo)管20具有配合心臟的搏動而擴(kuò)張(膨脹)及收縮的氣囊22。氣囊22由膜厚約5(Tl50iim的筒狀的氣囊膜構(gòu)成。本實(shí)施方式中，擴(kuò)張狀態(tài)的氣囊膜的形狀為圓筒形狀，但并不限定于此，也可以為多棱筒形狀。IABP用氣囊22由耐彎曲疲勞特性優(yōu)異的材質(zhì)構(gòu)成。氣囊22的外徑及長度依據(jù)對心臟功能的輔助效果影響較大的氣囊22的內(nèi)容積、和動脈血管的內(nèi)徑等決定。通常，氣囊22其內(nèi)容積為3(T50cc，外徑在擴(kuò)張時為14 16mm，長度為210 270臟。該氣囊22的遠(yuǎn)位端通過熱融合或粘接等手段經(jīng)由短管25或直接安裝于內(nèi)管30的遠(yuǎn)位端外周。在氣囊22的近位端經(jīng)由金屬管27等造影標(biāo)記或直接接合于導(dǎo)管24遠(yuǎn)位端。通過形成于該導(dǎo)管24內(nèi)部的第一管腔，壓カ流體被導(dǎo)入或?qū)С鰵饽?2內(nèi)，導(dǎo)致氣囊22擴(kuò)張或收縮。氣囊22和導(dǎo)管24的接合通過熱融合進(jìn)行，或者通過采用紫外線固化樹脂等粘接劑的粘接進(jìn)行。內(nèi)管30的遠(yuǎn)位端比導(dǎo)管24的遠(yuǎn)位端更向遠(yuǎn)方突出。內(nèi)管30在軸向上插通氣囊22及導(dǎo)管24的內(nèi)部。內(nèi)管30的近位端連通于分支部26的第二端ロ 32。在內(nèi)管30的內(nèi)部形成有不與形成于氣囊22內(nèi)部及導(dǎo)管24內(nèi)的第一管腔連通的第二管腔。內(nèi)管30將在遠(yuǎn)位端的開ロ端23吸收的血壓送至分支部26的第二端ロ 32，從該處進(jìn)行血壓變動的測定。在將氣囊導(dǎo)管20插入動脈內(nèi)吋，位于氣囊22內(nèi)的內(nèi)管30的第二管腔還作為用于將氣囊22適當(dāng)?shù)夭迦雱用}內(nèi)的導(dǎo)絲插通管腔使用。在將氣囊導(dǎo)管插入血管等體腔內(nèi)時，氣囊22在內(nèi)管30的外周折疊并卷繞。內(nèi)管30由與例如導(dǎo)管24相同的材質(zhì)構(gòu)成。內(nèi)管30的內(nèi)徑只要是可以使導(dǎo)絲插通的內(nèi)徑即可，沒有特別的限定，例如0. 15^1. 5mm，優(yōu)選
0.5 lmm。該內(nèi)管30的壁厚優(yōu)選為0.f 0. 4mm。內(nèi)管30的全長依據(jù)插入血管內(nèi)的氣囊導(dǎo)管 20的軸向長度決定，沒有特別的限定，例如50(Tl200mm，優(yōu)選70(Tl000mm左右。導(dǎo)管24優(yōu)選為由具有一定程度的撓性的材質(zhì)構(gòu)成。導(dǎo)管24的內(nèi)徑優(yōu)選為
1.5 4. 0mm，導(dǎo)管24的壁厚優(yōu)選為0. 05^0. 4mm。導(dǎo)管24的長度優(yōu)選為300 800臟左右。導(dǎo)管24的近位端連結(jié)有設(shè)置于患者體外的分支部26。分支部26與導(dǎo)管24分別成形，通過熱融合或者粘接等手段固著在一起。分支部26形成有用于向?qū)Ч?4內(nèi)的第一管腔及氣囊22內(nèi)導(dǎo)入或?qū)С鰤毫α黧w的第一端ロ 28、和與內(nèi)管30的第二管腔內(nèi)連通的第ニ端 ロ 32。第一端ロ 28與例如圖2所示的泵裝置9連接，流體壓カ通過該泵裝置9導(dǎo)入或?qū)С鰵饽?2內(nèi)。導(dǎo)入的流體沒有特別的限定，但為了配合泵裝置9的驅(qū)動而使氣囊22快速地擴(kuò)張或收縮，而使用粘性及質(zhì)量較小的氦氣等。對泵裝置9的詳細(xì)情況，參照圖3在后面敘述。第二端ロ 32與圖2所示的血壓變動測定裝置29連接，可以對從氣囊22的遠(yuǎn)位端的開ロ端23吸收的動脈內(nèi)的血壓的變動進(jìn)行測定。根據(jù)由該血壓測定裝置29測定的血壓變動，配合如圖2所示的心臟I的搏動對泵裝置9進(jìn)行控制，以0. n秒的短周期使氣囊22擴(kuò)張及收縮。IABP用氣囊導(dǎo)管20中，如前所述，作為導(dǎo)入及導(dǎo)出氣囊22內(nèi)的流體，為了更高速地進(jìn)行氣囊的膨脹及收縮，而使用粘性及質(zhì)量較小的氦氣等。直接通過泵及壓縮機(jī)等制造該氦氣的正壓及負(fù)壓這種情況，從由密封部分的泄漏等引起的氦氣損失來考慮是不經(jīng)濟(jì)的，因此，采用如圖3所示的構(gòu)造。即，通過壓カ傳輸隔壁裝置40將連通于氣囊22內(nèi)的二次配管系統(tǒng)18和連通于作為一次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)的泵4a、4b的一次配管系統(tǒng)17分離開來。例如圖4所示，壓カ傳輸隔壁裝置40具有由隔膜52及板50氣密隔開的第一室46和第二室48。第一室46通過端ロ 42與圖3所示的一次配管系統(tǒng)17連通。第二室48通過端ロ44與二次配管系統(tǒng)18連通。第一室46和第二室48的流體的連通雖被阻斷，但第一室46的壓カ變化(容積變化)通過隔膜52的位移，作為第二室48的壓カ變化(容積變化)而傳輸。通過采用這種構(gòu)造，不用使一次配管系統(tǒng)17和二次配管系統(tǒng)18連通，就能將一次配管系統(tǒng)17的壓カ變動傳輸至二次配管系統(tǒng)18。另外，容易恒定控制封入二次配管系統(tǒng)18的氣體的容量(化學(xué)當(dāng)量)。
本實(shí)施方式中，一次配管系統(tǒng)17的內(nèi)部流體設(shè)為空氣，二次配管系統(tǒng)18的內(nèi)部流體設(shè)為氦氣。將二次配管系統(tǒng)18的內(nèi)部流體設(shè)為氦氣是因?yàn)橥ㄟ^使用粘性及質(zhì)量較小的氣體，可以提高氣囊22的膨脹、收縮的響應(yīng)性。如圖3所示，在一次配管系統(tǒng)17配置有兩個泵4a、4b作為一次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)。ー個第一泵4a為用于產(chǎn)生正壓的泵(也稱壓縮機(jī)，以下相同)，另ー個第二泵4b為用于產(chǎn)生負(fù)壓的泵。第一泵4a的正壓輸出口經(jīng)由減壓閥7連接有作為正壓罐的第一壓カ罐2。另夕卜，第二泵4b的負(fù)壓輸出ロ經(jīng)由節(jié)流閥8連接有作為負(fù)壓罐(真空罐)的第二壓カ罐3。在第一壓カ罐2及第ニ壓カ罐3安裝有作為檢測各自的內(nèi)部壓カ的壓カ檢測機(jī)構(gòu)的壓カ傳感器5、6。各壓カ罐2、3分別與電磁閥(正壓閥)11及電磁閥(負(fù)壓閥)12的輸入端連接。這些電磁閥11、12的開閉由控制機(jī)構(gòu)10控制，例如根據(jù)患者心臟的搏動進(jìn)行控制。這些電磁閥11、12的輸出端與作為二次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)的壓カ傳輸隔壁裝置40的輸入端ロ 42 (參照圖4)連接。
如圖4所示的壓カ傳輸隔壁裝置40的輸出端ロ 44與如圖3所示的二次配管系統(tǒng)18連接。二次配管系統(tǒng)18與氣囊22的內(nèi)部連通，成為封入有氦氣的密閉系統(tǒng)。該二次配管系統(tǒng)18由軟管或管等構(gòu)成。在該二次配管系統(tǒng)18安裝有壓カ傳感器15作為檢測其內(nèi)部壓カ的配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu)。該壓カ傳感器15的輸出向控制機(jī)構(gòu)10輸入。另外，雖然省略了圖示，但該二次配管系統(tǒng)18經(jīng)由電磁閥連接有排氣用泵。電磁閥及排氣用泵是為了在使用氣囊導(dǎo)管之前，將二次配管系統(tǒng)18內(nèi)部置換為氦氣而用于將配管系統(tǒng)18內(nèi)抽真空的部件，在通常使用狀態(tài)下，電磁閥關(guān)閉，排氣用泵不驅(qū)動。另外，該二次配管系統(tǒng)18安裝有電磁閥19，其以如下方式構(gòu)成，在二次配管系統(tǒng)18的氣體壓力上升至規(guī)定值以上的情況下，該電磁閥19打開規(guī)定時間，放掉內(nèi)部的氣體。該控制由控制機(jī)構(gòu)10進(jìn)行。另外，該二次配管系統(tǒng)18經(jīng)由輔助裝置70連接有補(bǔ)充裝置60，該補(bǔ)充裝置60用于補(bǔ)充規(guī)定量的氦氣以使二次配管系統(tǒng)18內(nèi)部的氣體的化學(xué)當(dāng)量總是保持恒定。補(bǔ)充裝置60具有作為一次氣體罐的一次氦氣罐61。在氦氣罐61的輸出側(cè)經(jīng)由減壓閥62連接有作為第一閥機(jī)構(gòu)的第一電磁閥63。該第一電磁閥63的開閉由控制機(jī)構(gòu)10控制。在該第一電磁閥63的輸出側(cè)連接有作為二次氣體罐的二次氦氣罐，通過該電磁閥63的開閉，二次氦氣罐64與一次氦氣罐61的輸出側(cè)連通。二次氦氣罐64安裝有作為罐壓力檢測機(jī)構(gòu)的壓力傳感器65，檢測罐64內(nèi)的壓カ，從而使得罐64內(nèi)的壓カ被控制為大致保持恒定。例如罐64內(nèi)的壓カ被控制在IOOmmHg以下的程度。由壓カ傳感器65檢測的壓カ輸入至控制機(jī)構(gòu)10。二次氦氣罐64連接有作為第二閥機(jī)構(gòu)的第二電磁閥68。電磁閥68由控制機(jī)構(gòu)10進(jìn)行控制。另外，雖然省略了圖示，但與上述電磁閥68并列連接有初期填充用電磁閥。初期填充用電磁閥在向施加了負(fù)壓的二次配管系統(tǒng)18內(nèi)最初填充氦氣時使用。在通常使用狀態(tài)下，該電磁閥不工作。通過驅(qū)動泵4a將第一壓カ罐2內(nèi)的壓カPTl設(shè)定為例如約300mmHg(表壓)，通過驅(qū)動泵4b將第二壓カ罐3內(nèi)的壓カPT2設(shè)定為例如約-150mmHg(表壓)。而且，通過交替驅(qū)動電磁閥11、12，將施加于圖3所示的壓カ傳輸隔壁裝置40的輸入端的壓カ切換至第一壓カ罐2及第ニ壓カ罐3的壓力。該切換的時刻由控制機(jī)構(gòu)10控制，并配合患者心臟的搏動來進(jìn)行。在本實(shí)施方式中，補(bǔ)充裝置60經(jīng)由輔助裝置70連接于二次配管系統(tǒng)18。如圖5所示，輔助裝置70具備輔助罐(氣體罐)71及輔助閥(閥機(jī)構(gòu))72。輔助罐71是依據(jù)二次配管系統(tǒng)18與該輔助罐內(nèi)壓之間的壓力差，吸入二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的氦氣的一部分，或向二次配管系統(tǒng)18排出其內(nèi)部氦氣的一部分的氦氣罐(三次氦氣罐)，經(jīng)由輔助閥72連接于二次配管系統(tǒng)18。輔助閥72是對輔助罐71與二次配管系統(tǒng)18之間的連通進(jìn)行選擇性開閉的電磁閥，由控制機(jī)構(gòu)10在規(guī)定的時刻控制其開閉動作。在輔助罐71經(jīng)由補(bǔ)充裝置60的第二電磁閥68連接有第二氦氣罐64，并且，經(jīng)由排氣閥73連接有真空罐74。排氣閥73為對輔助罐71與真空罐74之間的連通進(jìn)行選擇性 開閉的電磁閥，由控制機(jī)構(gòu)10控制其開閉動作。另外，也可以不設(shè)置真空罐74，而是將排氣閥73連接在如圖3所示的第二壓カ罐3。控制機(jī)構(gòu)10以如下方式進(jìn)行控制，從打開電磁閥(正壓閥)11并通過壓カ傳輸隔壁裝置40開始向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)施加正壓的時刻(從負(fù)壓向正壓切換的時刻)起經(jīng)過規(guī)定時間(例如，150毫秒)后，關(guān)閉該電磁閥11，并且，從開始向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)施加正壓的時刻(從負(fù)壓向正壓切換的時刻)起經(jīng)過規(guī)定時間(例如，160毫秒)后(即，電磁閥11關(guān)閉10毫秒后)打開輔助閥72，在下次切換(從正壓向負(fù)壓的切換)前(例如，下次切換10毫秒前)關(guān)閉輔助閥72。如圖6所示，在打開電磁閥11井向二次配管系統(tǒng)18施加正壓的狀態(tài)下，若打開輔助閥72，則二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的氦氣的一部分會根據(jù)二次配管系統(tǒng)18與輔助罐71的壓カ差，如圖中箭頭所示，被吸收至輔助罐71內(nèi)，由此，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ(平臺壓)下降與輔助罐71所吸收的氦氣量相應(yīng)的量。同樣，控制機(jī)構(gòu)10以如下方式進(jìn)行控制，從打開電磁閥(負(fù)壓閥)12并通過壓カ傳輸隔壁裝置40開始向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)施加負(fù)壓的時刻(從正壓向負(fù)壓切換的時刻)起經(jīng)過規(guī)定時間(例如，150毫秒)后關(guān)閉該電磁閥12，并且，從開始向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)施加負(fù)壓的時刻(從正壓向負(fù)壓切換的時刻)起經(jīng)過規(guī)定時間(例如，160毫秒)后(即，電磁閥12關(guān)閉10毫秒后)打開輔助閥72，在下次切換(從負(fù)壓向正壓的切換)前(例如，下次切換10毫秒前)關(guān)閉輔助閥72。如圖7所示，在打開電磁閥12，向二次配管系統(tǒng)18施加負(fù)壓的狀態(tài)下，若打開輔助閥72，則輔助罐71內(nèi)的氦氣的一部分(或全部)會依據(jù)二次配管系統(tǒng)18內(nèi)與輔助罐71的壓カ差，如圖中箭頭所示，排出至二次配管系統(tǒng)18內(nèi)，由此，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ(基準(zhǔn)壓)上升與由輔助罐71排出的氦氣量相應(yīng)的量。打開輔助閥72的時刻(從正壓或負(fù)壓向負(fù)壓或正壓切換的時刻之后的規(guī)定時間)可以根據(jù)與氣囊22膨脹或收縮狀態(tài)的關(guān)系選定最佳的時間，例如，可以設(shè)定為氣囊22完全膨脹的時刻或完全收縮的時刻。該規(guī)定時間(完全膨脹的時刻或完全收縮的時刻)可以通過如下方式求得，例如使用水模擬試驗(yàn)機(jī)(例如，背壓為70mmHg，表壓)實(shí)驗(yàn)性地向氣囊22施加正壓或負(fù)壓并對其容積變化進(jìn)行實(shí)測。圖8是表示在使輔助閥72常閉且輔助裝置70不運(yùn)轉(zhuǎn)的狀態(tài)下二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ變化的曲線圖，圖9是表示在適當(dāng)控制輔助閥72進(jìn)行如上所述的開閉且使輔助裝置70運(yùn)轉(zhuǎn)的狀態(tài)下二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ變化的曲線圖。在圖8及圖9中，橫軸表示時間，縱軸表示壓カ或容積，符號(A)所示的線表示二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ變化，符號(B)所示的線表示氣囊22的容積變化。在輔助裝置70不運(yùn)轉(zhuǎn)的情況下，在圖8中，若向二次配管系統(tǒng)18施加正壓，則ニ次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ上升，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ在相比于平臺壓(氣囊22完全膨脹時的壓力)P4’過沖之后，減少至平臺壓P4’，直到下次切換(向負(fù)壓的切換)都保持大致恒定的狀態(tài)，通過向負(fù)壓的切換，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ下降，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓力在相比于基準(zhǔn)壓(氣囊22完全收縮時的壓力)P3’過沖之后，上升至基準(zhǔn)壓P3’，直到下次切換(向正壓的切換)的時刻都保持大致恒定的狀態(tài)，依次重復(fù)這些操作。結(jié)果，該圖中產(chǎn)生由符號(A)表示的容積變化，氣囊22可以配合心臟的跳動進(jìn)行膨脹及收縮，能夠進(jìn)行心臟的輔助治療。在使輔助裝置70運(yùn)轉(zhuǎn)的情況下，在圖9中，若向二次配管系統(tǒng)18施加正壓，則ニ次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ上升，過沖后轉(zhuǎn)變?yōu)闇p少，在氣囊22完全膨脹的時刻，通過打開輔助閥72，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ降低，減少至平臺壓(氣囊22完全膨脹時的壓カ)P4，直到下次切換(向負(fù)壓的切換)都保持大致恒定的狀態(tài)，通過向負(fù)壓的切換，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ下降，過沖后轉(zhuǎn)變?yōu)樯仙?，在氣?2完全收縮的時刻，通過打開輔助閥72，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ上升，上升至基準(zhǔn)壓(氣囊22完全收縮時的壓カ)P3，直到下次切換(向正壓的切換)都保持大致恒定的狀態(tài)，依次重復(fù)這些操作。其結(jié)果是，該圖中產(chǎn)生由符號(A)所示的容積變化，氣囊22可以配合心臟的跳動膨脹及收縮，能夠進(jìn)行心臟的輔助治療。從圖8與圖9的比較可以明確的是，平臺壓從P4’向P4減少，基準(zhǔn)壓從P3’向P3上升，通過使輔助裝置70運(yùn)轉(zhuǎn)，可以減小平臺壓與基準(zhǔn)壓的差。由此，在膨脹時，能夠縮短從基準(zhǔn)壓到平臺壓的到達(dá)時間，另一方面，在收縮吋，能夠縮短從平臺壓到基準(zhǔn)壓的到達(dá)時間，因此，可以提聞響應(yīng)性。下面，根據(jù)圖10所示的流程圖對在向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)補(bǔ)充氦氣，或?qū)⒍闻涔芟到y(tǒng)18內(nèi)的氦氣置換(更換)成新氦氣的情況下的補(bǔ)充裝置60的運(yùn)轉(zhuǎn)控制進(jìn)行說明。該控制由控制機(jī)構(gòu)10進(jìn)行。首先，步驟SI中，對來自圖3所示的壓カ傳感器15的二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ進(jìn)行檢測。這時，本實(shí)施方式中，在圖9中從氣囊的收縮狀態(tài)向膨脹狀態(tài)切換的時刻t3，對來自圖3所示的壓カ傳感器15的檢測壓カ進(jìn)行檢測，對上述檢測壓力(基準(zhǔn)壓)P3是否在規(guī)定值Pml以下進(jìn)行判斷。在不是的情況下，重復(fù)步驟SI。所謂規(guī)定值Pml為例如OmmHg。檢測壓力P3(圖9)在規(guī)定值Pml以下的情況是指二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的氦氣的量變少的情況，在該情況下，進(jìn)行步驟S2以后的步驟，進(jìn)行氣體的補(bǔ)充。另外，在本實(shí)施方式中，不將圖9所示的平臺壓P4 (氣囊膨脹時的壓カ)作為基準(zhǔn) 壓，而是將氣囊收縮狀態(tài)下的壓カP3作為基準(zhǔn)壓カ使用，原因如下。在圖9所示的時間t4，在檢測氣囊側(cè)壓力，進(jìn)行氣囊側(cè)配管內(nèi)的氣體補(bǔ)充以使該壓カ保持恒定的情況下，存在如下危險性，未注意到由氣囊的重復(fù)疲勞、不合理的加壓(使用錯誤的壓力、患者血管發(fā)生彎曲)、向患者血管內(nèi)的突起物插入時由于突起物等未考慮到的情況所產(chǎn)生的氣囊容量的變化，而向氣囊側(cè)配管不充分填充作為驅(qū)動氣體的氦氣，持續(xù)使用。當(dāng)然，這種變形的氣囊的期待壽命比本來的情況短，因此，對患者來說是不理想的。另夕卜，由于隨著患者的恢復(fù)而出現(xiàn)的血壓上升，如果氣囊的內(nèi)壓超過設(shè)定上限值，則最糟的情況可能是，被控制為從氣囊抽出氦氣，氣囊不發(fā)生膨脹。與此相對，本實(shí)施方式中，如圖9所示，在氣囊22泄氣(收縮)的狀態(tài)下，向與該氣囊22連接的封閉配管系統(tǒng)18加入一定容量(一定摩爾數(shù)化學(xué)當(dāng)量比)的氣體。之后，必須在氣囊22泄氣的狀態(tài)下監(jiān)視因?yàn)橥高^氣囊22等而減少的氣體的降低。因此，本實(shí)施方式中，可以排除能夠利用外力而變形的氣囊22部分對氣體壓カ的影響，使依據(jù)任意驅(qū)動配管系統(tǒng)18 (包含管及軟管)和氣囊的容量確定的氣體的化學(xué)當(dāng)量保持恒定。如果以該方式進(jìn)行控制，還可以通過觀測平臺壓(氣囊膨脹狀態(tài)下的壓力)P4，檢測到由氣囊22彎曲等無法預(yù)測的情況引起的氣囊22容積的變化。例如，在平臺壓P4比通常高的情況下，可以判斷氣囊22彎曲。另外，在平臺壓P4比通常小的情況下，可以判斷為氣體因透過以外的無法預(yù)測的情況而發(fā)生泄漏。另外，本實(shí)施方式中，在患者血壓比平臺壓P4高的情況下，氣囊22的容積大致保 持恒定，平臺壓P4按照與血壓大致相同的值推移。下面，對圖10所示的步驟S2以后的步驟進(jìn)行說明。在步驟SI，在判斷為需要補(bǔ)充氣體的情況下，本實(shí)施方式中，在步驟S2中，關(guān)閉圖3所示的第一電磁閥63。結(jié)果，阻斷一次氦氣罐61與二次氦氣罐64的連通。下面，步驟S3中，讀入圖3所示的罐壓カ傳感器65的壓カPl。下面，步驟S4中，在輔助閥72關(guān)閉的狀態(tài)下，將第二電磁閥68在t毫秒打開n次，從氣體罐64向輔助罐71內(nèi)補(bǔ)充氦氣。t毫秒沒有特別的限定，例如8毫秒。另外，n次沒有特別的限定，為廣10次。向輔助罐71內(nèi)補(bǔ)充的氦氣通過下面的輔助動作(輔助閥72的開放)向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)補(bǔ)充。下面，步驟S5中，通過壓カ傳感器15在圖9所示的時刻t3讀取壓力P3，判斷該壓力P3是否在規(guī)定值Pm2以上。該P(yáng)m2例如是lOmmHg。重復(fù)步驟S4補(bǔ)充氣體以使該壓カP3在規(guī)定值Pm2以上。在步驟S5中，在檢測壓力P3為規(guī)定值Pm2以上的情況下，可以判斷為氣體的補(bǔ)充是充分的，因此，完成氣體的補(bǔ)充，在下面步驟S6中，讀取由壓カ傳感器65提供的檢測壓力P2。由壓カ傳感器65檢測的壓カPl為氣體補(bǔ)充前的二次氦氣罐64內(nèi)的壓力，檢測壓力P2為氣體補(bǔ)充完成后二次氦氣罐64內(nèi)的壓力。而且，通過電磁閥63阻斷一次氦氣罐61與ニ次氦氣罐64內(nèi)的連通。因此，由該壓カ差(P1-P2)與二次氦氣罐64的容積V(預(yù)先測定)求得從二次氦氣罐64向二次配管系統(tǒng)18 (輔助罐71)移動的氣體補(bǔ)充量。上述補(bǔ)充量與 (P1-P2) XV 成比例。下面,步驟S8中，長時間記錄如上求得的氣體補(bǔ)充量。優(yōu)選的是,記錄機(jī)構(gòu)記錄于半導(dǎo)體存儲器、磁盤、光記錄介質(zhì)或者其它記錄介質(zhì)等上，依據(jù)需要可以輸出到屏幕或者紙上。而且，觀察該記錄的氣體補(bǔ)充量的歷時變化，如圖11所示，在氣體補(bǔ)充的間隔縮短，且氣體的補(bǔ)充量開始增加時，可以判斷為氣體發(fā)生異常泄漏，提前發(fā)出警報。就氣體補(bǔ)充是否開始增加而言，中央信息處理裝置(CPU)等適當(dāng)讀取記錄機(jī)構(gòu)所記錄的氣體補(bǔ)充量的歷時變化，如果判斷為氣體補(bǔ)充開始增加，則可以自動發(fā)出警報。另外，在需要將二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的氦氣整體更換(全排氣)的情況下，控制機(jī)構(gòu)10進(jìn)行如下控制。即，在關(guān)閉輔助閥72的狀態(tài)下，打開排氣閥73，在將輔助罐71內(nèi)的氦氣排出至真空罐74，關(guān)閉排氣閥73后，打開第二電磁閥68向輔助罐71內(nèi)供給新的氦氣，關(guān)閉第二電磁閥68。供給至輔助罐71內(nèi)的氦氣通過下面的輔助操作(輔助閥72的開放)供給至二次配管系統(tǒng)18內(nèi)。由此，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的氦氣的一部分置換(半排氣)成新的氦氣。另夕卜，這時也維持輔助動作。通過將該操作重復(fù)適當(dāng)?shù)拇螖?shù)，能夠?qū)⒍闻涔芟到y(tǒng)18內(nèi)的氦氣整體更換(全排氣)。目前，這種氣體更換(全排氣)要在暫時停止氣囊22的膨脹及收縮的狀態(tài)下進(jìn)行，但停止氣囊22的膨脹及收縮是不理想的。與此相對，本實(shí)施方式中，通過進(jìn)行這種控制，不用停止氣囊22的膨脹及收縮，通過多次實(shí)施置換(半排氣)二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的一部分氦氣的操作，可以實(shí)現(xiàn)整體更換(全排氣)。(實(shí)施例I)向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)注入氦氣以使平臺壓變?yōu)?2(Tl30mmHg(表壓)，如圖12所示，對正壓閥(電磁閥)11、負(fù)壓閥(電磁閥)12、及輔助閥72的各自的開閉進(jìn)行設(shè)定，即，將打開輔助閥72的時刻設(shè)定為關(guān)閉正壓閥11或負(fù)壓閥12后10毫秒，對擴(kuò)張時間+收縮 時間進(jìn)行實(shí)測，為212毫秒。在相同條件下，在不使輔助裝置70運(yùn)轉(zhuǎn)(使輔助閥72為常閉狀態(tài))的情況下，擴(kuò)張時間+收縮時間為235毫秒。另外，輔助罐71的容量設(shè)為65mL，導(dǎo)管徑設(shè)為6Fr (弗倫奇，IFrた0. 33mm)，驅(qū)動管長設(shè)為180cm，氣囊容積設(shè)為35mL。從該實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以明確，通過使輔助裝置70動作，能夠使擴(kuò)張時間+收縮時間降低約10%，響應(yīng)性提聞。(實(shí)施例2)在與實(shí)施例I相同的條件下，將打開輔助閥72的時刻設(shè)定為關(guān)閉正壓閥11或負(fù)壓閥12后30毫秒，對擴(kuò)張時間+收縮時間進(jìn)行實(shí)測，為204毫秒。另外，在相同的條件下，將打開輔助閥72的時刻設(shè)定為關(guān)閉正壓閥11或負(fù)壓閥12后60毫秒，對擴(kuò)張時間+收縮時間進(jìn)行實(shí)測，為213毫秒。從該結(jié)果來看可知，優(yōu)選的是，將打開輔助閥72的時刻設(shè)定為關(guān)閉正壓閥11或負(fù)壓閥12后30毫秒左右。(實(shí)施例3)在與實(shí)施例I相同的條件下，將打開輔助閥72的時刻設(shè)定為關(guān)閉正壓閥11或負(fù)壓閥12后30毫秒，并且，將驅(qū)動管長設(shè)定為230cm，對擴(kuò)張時間+收縮時間進(jìn)行實(shí)測，為213毫秒。由于在驅(qū)動管長為180cm情況下的擴(kuò)張時間十收縮時間為204毫秒，因此可以確認(rèn)的是，通過應(yīng)用本發(fā)明，即使增長驅(qū)動管長，也可以充分實(shí)用。(實(shí)施例4)在與實(shí)施例3相同的條件下，以可以對應(yīng)心跳數(shù)HR = lOObpm、120bpm、140bpm、160bpm、180bpm的方式進(jìn)行驅(qū)動，擴(kuò)張時間+收縮時間在心跳數(shù)HR = IOObpm時為210毫秒、在心跳數(shù)HR = 120bpm時為215毫秒、在心跳數(shù)HR = 140bpm時為221毫秒、在心跳數(shù)HR = 160bpm時為230毫秒、在心跳數(shù)HR = 180bpm時為239毫秒。從結(jié)果來看可以確認(rèn)的是，在心跳數(shù)HR = 180bpm以下的情況下能夠得到充分的響應(yīng)性?！驳诙?shí)施方式〕下面，對本發(fā)明的第二實(shí)施方式進(jìn)行說明。本第二實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置具有與上述第一實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置相同的結(jié)構(gòu)，因此，省略對其說明。本實(shí)施方式中，使二次配管系統(tǒng)18內(nèi)為負(fù)壓，在填充(置換)氦氣時，由壓カ傳感器15監(jiān)控系統(tǒng)內(nèi)的壓力，封入氦氣直至達(dá)到由氣囊22的容量所決定的壓力。例如在使用40cc容量的氣囊導(dǎo)管20的情況下，將上述二次配管系統(tǒng)18的填充時的氣體壓力設(shè)為+10±5mmHg (表壓)，在使用30cc容量的氣囊導(dǎo)管20的情況下，將上述二次配管系統(tǒng)18的填充時的氣體壓カ設(shè)為-30±5mmHg(表壓)。本實(shí)施方式中，通過驅(qū)動泵4a將第一壓カ罐2內(nèi)的壓カPTl設(shè)定為約300mmHg(表壓)，通過驅(qū)動泵4b將第二壓カ罐3內(nèi)的壓カPT2設(shè)定為約-150mmHg (表壓)。而且，通過交替驅(qū)動電磁閥11、12，將施加于圖3所示的壓カ傳輸隔壁裝置40的輸入端的壓カ切換至第一壓カ罐2及第ニ壓カ罐3的壓力。該切換的時刻由控制機(jī)構(gòu)10控制，并配合患者心臟的搏動來進(jìn)行。以下，以圖15所示的操作對氣囊收縮時在圖13的P3點(diǎn)進(jìn)行壓力檢測的例子進(jìn)行說明。該程序特別選擇是否補(bǔ)充氣體的判斷部分。該程序?yàn)橛煽删幊潭〞r器等在一定時間間隔呼出的中斷程序。作為所呼出的時間間隔優(yōu)選為f 20毫秒左右。 在步驟SI確認(rèn)是否發(fā)生從收縮到膨脹的切換。如果沒有發(fā)生，則在步驟S2累積計算收縮時間，結(jié)束中斷程序。在步驟Si，如果存在發(fā)生從收縮到膨脹的切換的時刻，則進(jìn)行步驟S3，計算氣囊收縮時間a(參照圖13 (B))。該氣囊收縮時間a可以通過測定例如圖3所示的電磁閥11、12的切換時間來算出?；蛘?，通過圖3所示的壓カ傳感器15檢測壓力，根據(jù)上述壓カ變化也能計算出氣囊收縮時間a。另外，由于該收縮時間a根據(jù)患者的血壓變動或者心臟的搏動決定，因此，根據(jù)來自檢測血壓變動或者心臟搏動的裝置的輸出信號也可以算出該收縮時間a。實(shí)現(xiàn)該步驟S3的圖3所示的控制機(jī)構(gòu)10相當(dāng)于本發(fā)明中的收縮、膨脹時間計算機(jī)構(gòu)。下面，圖15所示的步驟S4中，對該收縮時間a是否比規(guī)定時間a短進(jìn)行判斷。規(guī)定時間a沒有特別的限定，但優(yōu)選為100飛00毫秒，更優(yōu)選為15(T300毫秒。在氣囊22以該規(guī)定時間以下的間隔反復(fù)膨脹及收縮的情況下，在氣囊22即將從收縮狀態(tài)切換至膨脹狀態(tài)之前的時刻，即使用壓カ傳感器15檢測二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓力，也無法檢測到穩(wěn)定的收縮狀態(tài)的壓力。例如，在以這樣的短周期反復(fù)膨脹及收縮的情況下，二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カ變動為如圖14所示，檢測到的壓カP3’比氣囊22通常動作時(脈搏為5(T100)的穩(wěn)定的收縮狀態(tài)的壓力P3低。如果在步驟S4中，收縮時間a比規(guī)定時間a短，則確認(rèn)在f數(shù)十分鐘，優(yōu)選為3 10分鐘進(jìn)行計時的軟件或硬件的定時器是否啟動(S5)，如果未啟動則使其啟動(S6)。定時器啟動，另外，如果時間已到(S7)，則在S8設(shè)置使膨脹停止一次的標(biāo)志，在此，抑制未出現(xiàn)在此處的程序中用于膨脹的電磁閥操作，并維持收縮狀態(tài)。通常，通過一次的抑制，滿足S4的條件，進(jìn)行S9。S9中，使定時器歸零并使其停止。另外，在SlO檢測壓力P3，在S11，確認(rèn)是否為在規(guī)定壓カ以下。如果在所定壓カ以下則在S12進(jìn)行氣體補(bǔ)充操作。另外，在另一個程序中進(jìn)行氣體補(bǔ)充操作的情況下，也可以在S12中為此設(shè)置標(biāo)志。另外，患者的心跳數(shù)波動，不時滿足步驟S4的條件的情況下，停止定時器，進(jìn)行歸零，從而不再轉(zhuǎn)到用于抑制氣囊膨脹的步驟S8。當(dāng)然，在定時器的時間到之前，如果步驟S4的條件不成立，則無此限制。由此，不會不必要地抑制氣囊的膨脹而減少對患者的輔助。通常的氣體補(bǔ)充操作中，在圖13⑶所示的時刻※2(圖13(A)、⑶中氣囊即將從收縮狀態(tài)切換至膨脹狀態(tài)之前的時刻)，對由圖3所示的壓カ傳感器15提供的檢測壓力進(jìn)行檢測，打開電磁閥68，經(jīng)由輔助罐71向二次配管系統(tǒng)18補(bǔ)充氣體，以使上述檢測壓力P3(圖13(A))達(dá)到規(guī)定值。電磁閥68的開度控制沒有特別的限定，但控制成在例如8毫秒Xn次的時刻打開閥68。n次為例如2 10次。步驟Sll中，在例如檢測壓力P3低于OmmHg的情況下，進(jìn)行前述氣體補(bǔ)充操作，ネト充氣體以使P3達(dá)到IOmmHg左右。另外，本實(shí)施方式中，可以結(jié)合氣囊22的容積，改變進(jìn)行氣體補(bǔ)充的基準(zhǔn)壓(閾值)。在例如40cc的容量的情況下，可以以P3 =+ 10±5mmHg (表壓)的方式進(jìn)行控制，在30cc的容量的情況下，可以P3 =-30±5mmHg(表壓)的方式進(jìn)行控制。在檢測壓力P3低于這些值時，通過控制機(jī)構(gòu)10驅(qū)動電磁閥68，經(jīng)由輔助罐71從ニ次氦氣罐64向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)補(bǔ)充氦氣，通過控制使得圖13(A)所示的檢測壓力P3達(dá)到規(guī)定值。 這樣，本發(fā)明的第二實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，即使在氣囊22的膨脹、收縮的間隔較短的情況下，也能向包含氣囊22的二次配管系統(tǒng)18的內(nèi)部補(bǔ)充適當(dāng)量的氣體。結(jié)果，本實(shí)施方式中，即使在患者心跳數(shù)較多的情況下，也能夠消除由于過多地向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)補(bǔ)充氣體而引起的各種問題。另外，這時，本實(shí)施方式中，雖然使氣囊22的膨脹停止ー拍或數(shù)拍的程度，但由于時間很短，因此，對采用氣囊22進(jìn)行的治療沒有影響。另外，與定期地對二次配管系統(tǒng)18內(nèi)部的全部氣體進(jìn)行置換的驅(qū)動裝置相比較，本實(shí)施方式中，氣體的消耗量少，故而比較經(jīng)濟(jì)。另外，本實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，在氣囊導(dǎo)管20的驅(qū)動時，與日本特開平5-10952號公報不同，在氣囊導(dǎo)管20的氣囊22即將從收縮的狀態(tài)切換至膨脹狀態(tài)之前的時刻(圖13(D))，檢測二次配管系統(tǒng)18的壓カP3，向二次配管系統(tǒng)18補(bǔ)充氣體以使上述檢測的壓カP3達(dá)到規(guī)定值。即，上述公報所示的驅(qū)動裝置中，如圖13(C)所示，檢測氣囊22膨脹狀態(tài)的壓力(平臺壓)P4，并將其控制為恒定，而本實(shí)施方式中，檢測氣囊22在泄氣狀態(tài)下的壓カP3，并控制其達(dá)到規(guī)定值。換言之，本實(shí)施方式中，在氣囊22泄氣的狀態(tài)下，向與該氣囊22連接的封閉配管系統(tǒng)18加入一定容量(一定摩爾數(shù)化學(xué)當(dāng)量比)的氣體。之后，必須在氣囊22泄氣的狀態(tài)下，監(jiān)視因?yàn)橥高^氣囊22等而減少的氣體量。因此，在本實(shí)施方式中，可以排除能夠利用外力發(fā)生變形的氣囊22部分對氣體壓力的影響，從而使得根據(jù)任意的驅(qū)動配管系統(tǒng)18(包含管及軟管)和氣囊的容量確定的氣體的化學(xué)當(dāng)量保持恒定。如果以該方式進(jìn)行控制，還可以通過觀測平臺壓(氣囊膨脹狀態(tài)下的壓カ)P4，檢測到由氣囊22彎曲等無法預(yù)測的情況引起的氣囊22容積的變化。例如，在平臺壓P4比通常高的情況下，可以判斷氣囊22發(fā)生彎曲等情況。另外，在平臺壓P4比通常小的情況下，可以判斷為氣體因除了透過以外的無法預(yù)測的情況而發(fā)生泄漏。當(dāng)然，即使在包含這些缺陷的狀態(tài)下，為了使氣囊膨脹時期與規(guī)定時間比起來足夠長，從而檢測到穩(wěn)定的壓カP4，并將該壓カ值保持在規(guī)定值，可以將本實(shí)施方式變形。圖16列舉這時的程序。關(guān)于詳細(xì)的說明，在圖15的情況下，只需將膨脹換成收縮、將收縮換成膨脹，其它相同?！驳谌龑?shí)施方式〕下面，對本發(fā)明第三實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置進(jìn)行說明。本實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置與上述第二實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置相比較，其結(jié)構(gòu)相同，僅其控制機(jī)構(gòu)10的功能不同。因此，省略與上述第二實(shí)施方式共通部分的說明，根據(jù)圖17，僅對其相異的部分進(jìn)行說明。圖17的步驟S2中，為了計算壓カ的斜率，對作為之前的壓カ值使用的壓カ值進(jìn)行更新。然后，從收縮切換至膨脹，步驟S3中，通過如下處理得到壓カ的斜率b，在計算壓力的斜率時，求出之前的壓カ值與現(xiàn)在的壓カ值的差，將該差除以壓カ值的測定的時間間隔，得到壓カ的斜率b。在步驟S4中，比較該斜率b的絕對值與規(guī)定值P。規(guī)定值P沒有特別的限定，但設(shè)定為O^lOOmmHg / sec,優(yōu)選為(T50mmHg / sec。除此以外的部分為與第二實(shí)施方式相同的動作。這樣，本發(fā)明第三實(shí)施方式的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置中，在步驟S3中計算出的壓カ變化的斜率b比規(guī)定值P小的情況中，穩(wěn)定的情況(圖13(A)的情況)下，檢測ニ次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓力，根據(jù)上述壓力，進(jìn)行氣體補(bǔ)充操作。另外，在壓カ變化的斜率b比規(guī)定值P大的情況(圖13(A)的情況)下，在步驟S5中，一段時間內(nèi)不進(jìn)行氣體補(bǔ)充，等待壓カ變化的斜率b變?yōu)楸纫?guī)定值P小。在規(guī)定時間內(nèi)，如果壓カ變化的斜率b沒有變?yōu)楸纫?guī)定值P小，在步驟S8中，通過使膨脹停止一次以上，創(chuàng)造出變小的條件。在上述狀態(tài) 下，檢測二次配管系統(tǒng)18內(nèi)的壓カP3，根據(jù)壓カP3，進(jìn)行氣體補(bǔ)充操作。因此，本實(shí)施方式中，可以向包含氣囊22的二次配管系統(tǒng)18的內(nèi)部補(bǔ)充適當(dāng)量的氣體。結(jié)果，本實(shí)施方式中，即使在患者的心跳加快的情況下，也不會向二次配管系統(tǒng)18內(nèi)過多加入氣體，能夠消除由此引起的各種問題。另外，這時，本實(shí)施方式中，氣囊22的膨脹、收縮基本上不停止，因此，對采用氣囊進(jìn)行的治療沒有影響。另外，與定期地置換配管系統(tǒng)全部的氣體的驅(qū)動裝置相比較，本實(shí)施方式中，氣體的消耗量少，故而比較經(jīng)濟(jì)。另外，與第二實(shí)施方式完全相同，可以為了使氣囊的膨脹狀態(tài)的平臺壓恒定而進(jìn)行變形。另外，本發(fā)明并不限定于上述實(shí)施方式，可以在本發(fā)明的范圍內(nèi)進(jìn)行各種變形。例如，上述實(shí)施方式中，作為一次側(cè)壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，使用兩個泵4a、4b，但本發(fā)明中，也可以使用単一的泵，在其正壓輸出端連接作為正壓罐的第一壓カ罐2，另外，在泵的負(fù)壓輸出端連接作為負(fù)壓罐的第二壓カ罐3。在上述情況下，可以削減泵的臺數(shù)，有助于裝置的輕量化及節(jié)能化。另外，作為泵，不限于隔膜泵，也可以使用線性活塞泵泵、旋片泵、活塞泵、壓縮機(jī)等。另外，上述實(shí)施方式中，作為壓カ切換機(jī)構(gòu)，使用電磁閥11和電磁閥12這兩個電磁閥，但本發(fā)明并不限定于此，也可使用単一的三通切換閥，對施加于壓カ傳輸隔壁40的輸入端的壓カ進(jìn)行切換。另外，一次配管系統(tǒng)17的氣體種類并不限定于空氣，也可以是其它的流體。另外，二次配管系統(tǒng)18的氣體種類也不限定于氦氣，也可以是其它流體。另外，也可以不使用一次配管系統(tǒng)17及壓カ傳輸隔壁裝置40，而是如圖18所示，使用在二次配管系統(tǒng)18內(nèi)直接使規(guī)定容量的氣體往復(fù)的壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)。作為上述壓カ機(jī)構(gòu)，例如由風(fēng)箱40a及在軸向上對風(fēng)箱40a進(jìn)行伸縮驅(qū)動的驅(qū)動機(jī)構(gòu)(例如電動機(jī)40b)構(gòu)成，使風(fēng)箱40a的內(nèi)部或外部直接連通于二次配管系統(tǒng)18內(nèi)。通過由電動機(jī)40b等使該風(fēng)箱40a在軸向上往復(fù)移動，在規(guī)定時刻直接使氣體在二次配管系統(tǒng)18內(nèi)往復(fù)，進(jìn)行氣囊22的膨脹及收縮。其它結(jié)構(gòu)與圖3相同。另外，上述實(shí)施方式中，作為被驅(qū)動設(shè)備使用氣囊導(dǎo)管，但本發(fā)明的驅(qū)動裝置只要是使膨脹及收縮重復(fù)的醫(yī)療設(shè)備，也能夠用于其它醫(yī)療設(shè)備的驅(qū)動用途
權(quán)利要求
1.一種醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，其具備 壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，其向與被驅(qū)動設(shè)備連通的配管系統(tǒng)交替施加正壓和負(fù)壓以使被驅(qū)動設(shè)備反復(fù)地進(jìn)行膨脹及收縮； 氣體罐，其依據(jù)所述配管系統(tǒng)與該氣體罐內(nèi)壓之間的壓カ差，吸入該配管系統(tǒng)內(nèi)的一部分氣體，或向該配管系統(tǒng)排出其內(nèi)部的一部分氣體； 閥機(jī)構(gòu)，其對所述氣體罐與所述配管系統(tǒng)之間的連通進(jìn)行選擇性開閉； 控制機(jī)構(gòu)，其控制所述閥機(jī)構(gòu)，從通過所述壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)施加正壓或負(fù)壓切換至施加負(fù)壓或正壓的時刻起經(jīng)過規(guī)定時間后打開所述閥機(jī)構(gòu)，在下一次切換前關(guān)閉所述閥機(jī)構(gòu)。
2.一種醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，其具備 壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，其向與被驅(qū)動設(shè)備連通的配管系統(tǒng)交替施加正壓和負(fù)壓以使被驅(qū)動設(shè)備反復(fù)地進(jìn)行膨脹及收縮； 氣體罐，其依據(jù)所述配管系統(tǒng)與該氣體罐內(nèi)壓之間的壓カ差，吸入該配管系統(tǒng)內(nèi)的一部分氣體，或向該配管系統(tǒng)排出其內(nèi)部的一部分氣體； 閥機(jī)構(gòu)，其對所述氣體罐與所述配管系統(tǒng)之間的連通進(jìn)行選擇性開閉； 氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體； 氣體排出機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐排出所述配管系統(tǒng)內(nèi)的氣體； 控制機(jī)構(gòu)，其控制所述閥機(jī)構(gòu)，從通過所述壓カ產(chǎn)生機(jī)構(gòu)施加正壓或負(fù)壓切換至施加負(fù)壓或正壓后，打開所述閥機(jī)構(gòu)，在下一次切換前關(guān)閉所述閥機(jī)構(gòu)，并且，在關(guān)閉所述閥機(jī)構(gòu)的狀態(tài)下，控制所述氣體排出機(jī)構(gòu)以排出所述氣體罐內(nèi)氣體的至少一部分，控制所述氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)以向該氣體罐補(bǔ)充氣體。
3.如權(quán)利要求2所述的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，其還具備 配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其對所述配管系統(tǒng)的內(nèi)部壓カ進(jìn)行檢測； 氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體， 所述氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)具有 一次氣體罐，其封入有補(bǔ)充至所述氣體罐的所述氣體； 可開閉的第一閥機(jī)構(gòu)，其連接于所述一次氣體罐的輸出側(cè)； 二次氣體罐，其通過所述第一閥機(jī)構(gòu)的開閉與所述一次氣體罐的輸出側(cè)連通； 罐壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其對所述二次氣體罐內(nèi)的壓カ進(jìn)行檢測； 第二閥機(jī)構(gòu)，其連接于所述二次氣體罐的輸出側(cè)，通過閥的開閉來控制向所述氣體罐內(nèi)部補(bǔ)充來自所述二次氣體罐的氣體， 所述控制機(jī)構(gòu)以如下方式運(yùn)轉(zhuǎn)在使所述被驅(qū)動設(shè)備從收縮狀態(tài)切換至膨脹狀態(tài)的時亥IJ，在由所述配管系統(tǒng)壓カ檢測機(jī)構(gòu)所檢測的壓カ變?yōu)橐?guī)定值以下的情況下，在打開所述閥機(jī)構(gòu)之前，將所述第ー閥機(jī)構(gòu)設(shè)置為關(guān)閉狀態(tài)，將第二閥機(jī)構(gòu)設(shè)置為打開狀態(tài)，從所述ニ次氣體罐向所述氣體罐補(bǔ)充氣體，在該氣體的補(bǔ)充前后根據(jù)由所述罐壓カ檢測機(jī)構(gòu)所檢測的所述二次氣體罐內(nèi)的壓カ變動，計算出補(bǔ)充至所述配管系統(tǒng)的氣體量。
4.如權(quán)利要求2所述的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，其還具有 收縮時間計算機(jī)構(gòu)，其計算所述被驅(qū)動設(shè)備收縮的時間； 膨脹停止機(jī)構(gòu)，當(dāng)所述收縮時間計算機(jī)構(gòu)所計算出的收縮時間在規(guī)定時間以下的情況下，其使被驅(qū)動設(shè)備的膨脹連續(xù)停止一次以上，使收縮時間在規(guī)定時間以上；壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其能夠在通過所述膨脹停止機(jī)構(gòu)使膨脹停止一次以上之后，在即將切換至下次膨脹前的時刻，對所述配管系統(tǒng)的壓カ進(jìn)行檢測； 氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體，以使通過所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測的壓カ達(dá)到規(guī)定值。
5.如權(quán)利要求2所述的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，其還具有 膨脹時間計算機(jī)構(gòu)，其計算所述被驅(qū)動設(shè)備膨脹的時間； 膨脹持續(xù)機(jī)構(gòu)，其在通過所述膨脹時間計算機(jī)構(gòu)計算出的膨脹時間在規(guī)定時間以下的情況下，使所述被驅(qū)動設(shè)備的膨脹持續(xù)至規(guī)定時間以上； 壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其能夠在通過所述膨脹持續(xù)機(jī)構(gòu)持續(xù)規(guī)定時間以上的膨脹之后，在即將切換至向下次收縮前的時刻，對所述配管系統(tǒng)的壓カ進(jìn)行檢測； 氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)，其經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體，以使由所述壓カ檢測機(jī) 構(gòu)檢測的壓カ達(dá)到規(guī)定值。
6.如權(quán)利要求2所述的醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，其還具有 壓カ檢測機(jī)構(gòu)，其對所述配管系統(tǒng)的內(nèi)部壓カ進(jìn)行檢測； 壓カ變化計算機(jī)構(gòu)，其在所述被驅(qū)動設(shè)備即將從收縮或膨脹狀態(tài)向膨脹或收縮狀態(tài)切換之前的時刻，通過所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)，計算所述配管系統(tǒng)內(nèi)部壓カ的壓カ變化斜率； 氣體補(bǔ)充停止機(jī)構(gòu)，其在由所述壓カ變化計算機(jī)構(gòu)計算出的壓カ變化斜率的絕對值大于規(guī)定值的情況下，使向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體的動作停止； 氣體補(bǔ)充機(jī)構(gòu)，其在由所述壓カ變化計算機(jī)構(gòu)計算出的壓カ變化斜率的絕對值小于或等于規(guī)定值的情況下，經(jīng)由所述氣體罐向所述配管系統(tǒng)補(bǔ)充氣體，以使得在所述被驅(qū)動設(shè)備即將從收縮或膨脹狀態(tài)向膨脹或收縮狀態(tài)切換前的時刻，使通過所述壓カ檢測機(jī)構(gòu)檢測的配管系統(tǒng)的內(nèi)部壓カ達(dá)到規(guī)定值。
全文摘要
本發(fā)明提供一種醫(yī)療用膨脹、收縮驅(qū)動裝置，具備如下構(gòu)成壓力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)(11、12、40)，其向與被驅(qū)動設(shè)備(22)連通的配管系統(tǒng)(18)交替施加正壓和負(fù)壓以使被驅(qū)動設(shè)備(22)反復(fù)進(jìn)行膨脹及收縮；氣體罐(71)，其依據(jù)配管系統(tǒng)(18)與該氣體罐(71)內(nèi)壓之間的壓力差，吸入該配管系統(tǒng)(18)內(nèi)的氣體的一部分，或向該配管系統(tǒng)(18)排出其內(nèi)部的氣體的一部分；閥機(jī)構(gòu)(72)，其對氣體罐(71)與配管系統(tǒng)(18)之間的連通進(jìn)行選擇性開閉；控制機(jī)構(gòu)，其對閥機(jī)構(gòu)(72)進(jìn)行控制，從通過所述壓力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)(11、12、40)施加正壓或負(fù)壓切換至施加負(fù)壓或正壓的時刻起經(jīng)過規(guī)定時間后打開所述閥機(jī)構(gòu)，在下一次切換前關(guān)閉所述閥機(jī)構(gòu)。
文檔編號A61M1/12GK102655893SQ201180004939
公開日2012年9月5日 申請日期2011年1月28日 優(yōu)先權(quán)日2010年3月17日
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