CN1535129A - 高效外部反博装置及其控制方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种高效的外部反博装置，具有精确和可靠的充气和放气定时并且压缩气体的温度降低，使得可充气装置的气体流动温度接近于室温，以及更快和更灵敏的充气/放气设备。该外部反博装置包括接受患者的下肢部分的多个可充气装置；与所述多个可充气装置相通的压缩流体源；和将所述压缩流体源与所述可充气装置相互连接的流体分配组件。该流体分配组件包括将每个充气装置与压缩流体源之间相互连接的可选择操作的充气/放气阀。该流体分配组件分别操作所述每个充气/放气阀对所述每个可充气装置进行充气和放气。

Description

高效外部反博装置及其控制方法
本申请是2000年11月10提交的序列号为No.09/710,692的专利申请的部分继续申请。
发明概述
本发明涉及一种外部反博装置及其控制方法，并且更具体地，涉及这样一种具有改善的效率和实用性的外部反博装置及其控制方法。
外部反博是一种用于辅助和增加患者血液循环的非侵害性、无损伤的装置。外部反博利用与患者心脏循环有关的患者的生理信号(例如，心电图描记器(ECG)、血压、血流量)，从而调整围绕患者的小腿、大腿上部和/或大腿下部包括臀部下部缠绕的一组有压力的橡皮箍袖带的充气和放气时间。橡皮箍袖带充气产生反向的动脉压力波，与此同时，在心舒张期开始时推动静脉血从四肢返回到达心脏。结果心舒张期的中枢主动脉压力增大并且静脉血回流增加。橡皮箍袖带的快速、瞬时的放气形成心收缩期的无负荷和心脏工作负荷的减少。最终的结果是当心脏处于对血液流动具有最小程度阻力的放松状态时，在心舒张期流入冠状动脉的灌注压力增大；在橡皮箍袖带放气的过程中由于“吸抽效应”而导致心收缩期压力的减小；以及由于增大的静脉血回流和减小的心收缩期压力而导致心脏输出的增大。
在通常的工作条件下，在心收缩期的过程中当心脏收缩和喷射血液时，主动脉和冠状动脉的灌注压力增大。还应当注意到心脏的负荷与心收缩期压力成比例。但是，在心收缩期的过程中，相对于冠状动脉流量的阻抗还由于心肌的收缩力而明显地增大，因此限制了冠状动脉血流量。另外，在心舒张期的过程中，心肌处于放松状态，并且相对于冠状动脉流量的阻抗明显地降低。因此，尽管心舒张期的灌注压力比心收缩期压力低很多，但是心舒张期间的冠状动脉血流量占总流量的大约百分之八十。
外部反博装置的传统的目的是使得心收缩期压力最小和心舒张期压力最大。这些目的合并起来在于改善能量需要与供给之间的比率。例如，在患者患有冠状动脉疾病的情况中，提供给心脏的能量是受到限制的。通过增大冠状动脉血流量以及由此增大提供给心脏的能量，外部反博装置能够为这些患者实现改善的心脏功能。
在治疗期间，患者躺在工作台上。电学控制的充气和放气阀与多对可充气装置连接，通常是可以调整的橡皮箍袖带，这些橡皮箍袖带紧紧地但是舒服地缠绕在患者的小腿、大腿下部和/或大腿上部包括臀部下部周围。橡皮箍袖带的设计允许以相对较低的气压(200-350毫米汞柱)为动脉和静脉脉管***提供明显的压力。
采用耳垂脉波、指尖脉波或太阳穴脉波作为定时信号，从而给出作用外部压力的适当时间，使得由外部压力在动脉中产生的脉冲恰好在主动脉瓣膜闭合时到达主动脉的根部。因此，动脉脉波划分成心收缩期和心舒张期。但是，耳垂脉波、指尖脉波或太阳穴脉波不可能影响来自大的动脉例如主动脉的真实脉波。
根据本发明，为了确定所有可充气装置的适当的放气时间应当考虑两个因素：(1)在下一个心收缩期之前释放所有外部压力，从而产生最大的心收缩期负荷，即心收缩期压力的最大缩减量；(2)保持充气只要尽可能地完全利用心舒张期的整个期间，从而产生可能的最长的心舒张期增长量，即由于外部压力的作用的心舒张期压力的增大。有效的反博装置的一个衡量标准是使得心收缩期压力最小化的能力，并且同时使得位于心舒张期波形下的面积与位于心收缩期波形下的面积的比值最大化。这一考虑因素可以用来提供用于确定最佳放气时间的指导原则。
另外，各种现存的外部反博装置仅仅测量患者的心电图描记器信号从而防止出现心律不齐。由于在心舒张期的过程中反博装置在四肢上作用压力，这增加了心舒张期中的动脉压力并且使得其高于心收缩期压力，人体的血流量动力学和生理学参数改变。这些变化中的一部分是有益的。
根据本发明的外部反博装置通常包括：多个可充气装置，用来接受患者的下肢部分；与多个可充气装置交换的压缩流体源；和将压缩流体源与充气装置相互连接的流体分配组件。该流体分配组件包括将每个充气装置与压缩流体源相互连接的可选择操作的充气/放气阀。该流体分配组件将来自压缩流体源的压缩流体分配给充气/放气阀，并且操作每个充气/放气阀依次对每个充气装置进行充气和放气。每个充气/放气阀具有与压缩流体处于流体交换的入口，与某一个充气装置处于流体交换的充气/放气口，和与大气处于流体交换的放气排气口。该放气排气口是常开的，使得一旦功率损耗则向外部反博装置排放压缩流体。
压缩流体源包括压缩机和功率突增装置。一旦该装置突然发动，功率突增装置以可变的频率将电源从110/120VAC50/60Hz转换为三相的220VAC提供给压缩机。该功率突增装置还在大约三到五秒的周期内将电源增大到预先选择的最大功率水平。
在根据本发明的外部反博装置中，提供一种治疗台，在治疗的过程中患者位于其上。该治疗台包括主体部分和连接部分，后者可以相对于主体部分有选择地调整为多个有一定角度的位置。该治疗台还包括电机驱动的升降组件，能够有选择地将治疗台升高和降落到多个不同的升降位置。该治疗台还包括多个轮子，允许治疗台能够有选择地在多个位置之间移动。
该治疗台还包括安装到治疗台上并且能够随其移动的充气/放气阀。该充气/放气阀有选择地对可系在患者身上的充气装置充气和放气。
附图的简要说明
图1是根据本发明的外部反博装置的框图。
图2是根据本发明的外部反博装置的框图。
图3是根据本发明的外部反博装置的框图。
图4A和4B是根据本发明的流体分配组件部分的局部示意图，分别表示与半导体冷却装置和空调冷却蒸发器连接的流体管道。
图5是根据本发明的外部反博装置的简图。
图6是图5中的外部反博装置的流体流动的图形表示。
图7是根据本发明的外部反博装置流体流动的另一个流量图。
图8是图5至图7中的外部反博装置的控制图。
图9A和9B是本发明的充气的橡皮箍袖带装置的充气和放气的图形表示，与患者的ECG的相关部分协同工作。
图10是表示在图5至图9的外部反博装置的工作过程中患者的ECG、阀门打开信号和可充气橡皮箍袖带装置的充气压力波形之间关系的图表表示。
图11A和图11B是可能的充气时间提前和滞后与可能的放气时间提前和滞后的图形表示。
图12至图18表示在根据本发明的外部反博装置中使用的充气/放气阀的一个示例。
图19至图22表示在根据本发明的外部反博装置中使用的压力调节组件。
图23是计算机***的框图，用来监视和记录利用根据本发明的外部反博装置对患者进行的治疗过程。
图24是用于改善本发明的计算机***的治疗控制显示屏的一个示例。
图25是用于改善本发明的计算机***的主菜单控制显示屏的一个示例。
图26是用于改善本发明的计算机***的患者信息显示屏的一个示例。
图27是用于改善本发明的计算机***的现场信息显示屏的一个示例
图28是根据本发明的外部反博装置的充气/放气阀的初始化定时逻辑的图形表示。
图29是根据本发明的外部反博装置的充气/放气阀的定时和可充气装置中的空气压力波形的图形表示。
优选实施方案的详细说明
下面参照所附附图给出本发明的多种和仅仅是示例性的实施例的详细说明。本领域的技术人员应当承认本发明的原理等效地适用于其他实施例和应用。
图1是根据本发明的外部反博装置的第一个实施例的框图，其中控制器10控制空气压缩机20和一组电磁阀24。压缩机可以是旋叶、活塞、隔膜或鼓风机类型。一种合适的压缩机是在美国专利No.5,554,103中描述的旋涡型压缩机，在此通过引用通常指定并且合并进来，其实质上由彼此之间具有非常窄间隙的两个旋涡池构成；其中一个旋涡池适合于以非常高的速度(3,000rpm)旋转而另一个旋涡池保持静止。两个旋涡池的紧握作用放射状地朝向中心向内压缩空气，并且压缩后的空气从中心轴传出来。在工作的过程中，压缩机20工作从而产生高压气体例如高压空气，其经过冷却装置21送入到正压蓄压器22中。蓄压器22上设有压力限制阀23，使得蓄压器22的内部压力保持恒定。对于本发明的这一变形，通过由控制器10产生的充气和放气驱动信号控制电磁阀24的打开和关闭。这组电磁阀24可以包括对应于可充气装置25的数量的多个高低液位、三方式循环的电磁阀。在控制***的控制下，当阀门处于高低液位中的第一个位置时，其对可充气装置充气；当它处于高低液位中的第二个位置时，对可充气装置放气。依照本发明可以使用包括下面要讨论的内容的其他阀门组件。每个可充气装置25包括由橡皮箍袖带缠绕的气球或气泡，或者可以是单一的结构。可充气装置25可以包括紧密地缠绕在下肢部分周围的橡皮箍袖带，其中可充气装置25位于橡皮箍袖带与身体之间。当压缩气体注射到可充气装置25内时，由于其材料的弹性和可伸展性，橡皮箍袖带将同样向外膨胀和延伸。在美国专利No.5,554,103中显示和描述了合适的橡皮箍袖带和气球装置，这里通过引用合并进来。也可以采用更多或更少的可充气装置25，但这里为了简明显示了三个的情况。例如，可以采用更多的装置从而改善安装，并且因此改善反博装置的效果。
图2表示根据本发明的另一种外部反博装置。在该变型中，由控制器10产生的控制信号向压缩机20提供信号，从而将气体在受到冷却装置的冷却之后压缩到正压蓄压器22中。压力限制阀门23设在正压蓄压器上从而保持其内部压力恒定。与压缩机20的入口连接的负压蓄压器26是负压源。通过根据检测的结果发出充气和放气控制信号，控制***10控制一组电磁阀24的打开和关闭。当一组电磁阀24处于第一位置时，它们对可充气装置25充气，当它们处于第二位置时，它们对可充气装置25放气。由可充气装置排出的气体通过一组电磁阀24排出到负压蓄压器26中，并且然后返回到压缩机20。由于在气体循环的过程中可能存在泄漏，这将会影响从压缩机20输出的气体量，设有压力限制阀门27用来调整负压蓄压器26中的负压。当负压达到一定的数值时，压力限制阀门27打开从而向负压蓄压器26中注射一定量的气体。
图3表示根据本发明的另一个外部反博装置，其中控制器10产生控制信号并且压缩机20工作从而产生两部分压缩气体，一部分压缩气体发送给正压蓄压器29，与此同时另一部分经过冷却装置21和节流阀28发送给正压蓄压器22。压力限制阀23可以工作用来调整蓄压器22内的压力。附图标记30表示高低液位-五方式循环的电磁阀或着两个高低液位-三方式循环的电磁阀，31表示单方向的节流阀，35表示圆筒形气体分配装置或气缸，37是隔膜以及36是活塞。当控制器10发出充气驱动信号时，电磁阀30打开到高低液位中的第一位置，并且气体流经过电磁阀30和节流阀调节器31从蓄压器29导入到气缸的部分I中，从而将活塞从第一位置推向气缸35的第二端。通过活塞36和气缸35形成空间部分III并且始终与蓄压器22连通。可充气装置25的排气孔依次位于气缸35中，随着活塞36朝向气缸35的第二端移动顺序地对可充气装置25充气。当控制器10发出放气信号时，电磁阀30移动到它的第二位置，并且蓄压器29中的气体经过电磁阀30进入到气缸35的部分II中，从而推动活塞36返回到气缸35的第一端。在此时，部分I中的气体通过电磁阀30排出，并且可充气装置25中的气体排放到负压蓄压器26中。为了放气的速度，电磁阀34与此同时也打开并且由可充气装置25排出的气体同时排放到负压蓄压器26、33中。通过压缩机32的入口部分将负压蓄压器33保持在负压。排放出的气体还通过压缩机32的出口部分发送到蓄压器22。
在放气阶段的过程中，在这样一个实施例中，如果受压缩的可充气装置25简单地排放到大气中，可充气装置的排气可能不彻底，有残余气体挤压在由可充气装置包围的组织块上，减少了人体内用来接收由心脏注射的血液的最需要的脉管空间。这可能降低外部反博装置卸除心收缩期血压和减小心脏负荷的能力。负压蓄压器26、33的添加用来更快速地排出可充气装置25中的压缩气体，从而保证在下肢上完全不存在压力，使得在心舒张期间已经预先受到压缩并且排空的脉管***能够用来作为吸力源，从而帮助心脏喷射血液和卸除心收缩期的血压。另外，负压蓄压器26、33确保电磁阀30、34的平滑工作和防止排出到大气中的大量压缩气体的泄漏。该闭合的气体***还减少由于电磁阀的打开和关闭以及空气从该***中溢出的运动而产生的噪音。但是，应当注意到，这种负压蓄压器在本发明的每个变形、实施例或应用中可能不是必需的。
另外，在外部反博装置的正常工作的过程中，在充气阶段中经常有一些压缩空气从可充气装置25中泄漏。为了补偿该泄漏并且确保存在足够的空气提供给压缩机20，从而产生在5-15psi范围内的空气压力，可能需要泄漏补偿，例如真空限制阀、真空泵或压缩机或者它们的组合的应用。泄漏补偿装置的一个例子是与负压蓄压器26连接的真空限制阀27，设定为大约负100毫米汞柱。当负压蓄压器小于大约100毫米汞柱时，真空限制阀27打开并且空气被吸入到蓄压器26中，从而向压缩机20的入口提供更多的空气。
如图3中所示，本发明的一个变形包括圆筒形气体分配***35，其包括注射型***用来将活塞在一个方向中推动，从而为可充气装置25提供连续的充气，同时可充气装置25最大限度地远离第一次充气的心脏。可充气装置的开口位于气缸的两侧，与左和右腿以及臀部连接。可充气装置的数量可以是每一侧上有2至8个或者更多，但也可以使用更多或更少。如图3中所示随着活塞36从左向右运动，通过将远离心脏的可充气装置25与紧邻活塞36的气缸部分连接来实现。该气体分配***利用压缩空气使得活塞36沿着气缸35前后移动，产生一个安静的操作而不需要更多的功率。电磁阀30是相对于气缸35的部分II常开的阀门，从而在没有电源的情况下将部分II与正压蓄压器29连接，在图3中将活塞36移动到左侧，将所有可充气装置25暴露给负压蓄压器26，从而对所有可充气装置25放气并且降低对患者产生损伤的可能性。
当空气受到压缩时，将产生热量。在外部反博装置中，根据压缩机的环境和效率，大约25立方英尺的空气压缩为5-15psi压力，产生具有高达70-90摄氏度温度的气体。当具有如此高温度的压缩气体送入到可充气装置25时，该装置25与患者的皮肤保持紧密地接触，可能对皮肤产生擦伤或灼伤，或者至少对患者产生不舒服的感觉。因此，在本发明的一些实施例中，最好是对该压缩空气进行冷却。通常，任何冷却装置都可以在本发明中使用，包括暴露给大气的长螺旋管或者将压缩装置与正压蓄压器连接的金属管，通过运载加热后的气体的金属螺旋管吹入空气，例如在汽车的散热器或空调中使用的冷却水，循环该冷却水。
图4A和4B中所示的另一个冷却的例子是根据本发明的外部反博装置的流体分配组件的局部简视图，表示与冷却装置连接的气体管道39。管道39可以伴有风扇38和/或热隔离材料40，如图4A中所示，其中冷却装置21包括半导体类型的热隔离材料40。在图4B中，冷却装置是蒸发器，即流体冷却管道***。或者，如图2中所示，冷却装置21可以是风扇。可以使用任何其他合适的冷却机构。
从图5开始，给出并解释根据本发明的外部反博装置的另一个实施例。该外部反博装置201包括三个部分组件，也就是说，控制操纵台组件202、治疗台组件204和充气/放气组件206。控制操纵台组件202固定在轮子214上具有从一个位置向另一个位置移动的灵活性，并且类似地治疗台组件204固定在轮子216上具有从一个位置到另一个位置的灵活性。作为在这里使用的术语“轮子”包括小脚轮、滚轮、轨道类型的皮带、或者其他可以锁定或不能锁定的轮子类型的装置，构造成允许这些元件用轮子从一个位置行走到另一个位置，并且然后为了保持在所需的位置或地点而被锁定。控制操纵台组件202通常包括用户界面装置，例如计算机监视器或触摸屏220等，和柜子或盒子222，以下描述的各种部件都位于并且容纳在其中。
治疗台组件204通常包括位于连接部分226和水平部分228上的上表面205，其中连接部分226是受到铰接的或者与水平部分228枢轴相互连接的，用来相对于水平部分228调整(或者是手动的或者是动力驱动的方式)多个成角度的位置。在这点上，应当注意到连接部分226相对于水平部分228的成角度的位置最好限制为角230，它是位于水平上的30度角。因此，通过电机驱动的升降组件224和治疗台组件204的连接部分226的方式，接受治疗的患者能够很容易地定位或固定在上表面205上，升降到一个理想的治疗高度，并且通过相对于水平主体部分228调整连接部分226。在这一点上，应当注意到电机驱动的升降组件224最好包括限制开关或其他限制装置(图中没有示出)，其限制治疗台的水平主体部分228的顶或上表面的升降位于距离地板或者距离治疗台组件204所位于的其他表面为24英寸至36英寸的高度之间。
图6和图7是外部反博装置201的压缩气体流动设置的示意图或图形表示，该外部反博装置201通常包括控制操纵台202、治疗台204和充气/放气组件206。控制操纵台202最好包括空气入口/过滤组件232，消音器233(其可以位于压缩机234之前或之后(如图6和7中所示的相反情况))，储气罐236，压力传感器238，压力释放阀240和压力调整器242。压力传感器238最好是压力变换器，但是可以是任何压力或温度传感装置。如图7中所示，还可以包括温度传感器239。
采用软管连接组件244将上面描述的部件与那些固定在或者伴随在治疗台组件204上的部件快速地连接和断开。如图7中所示，这种治疗台组件部分包括阀门多支管246、多个充气/放气阀248、250和252，每个分别具有附属的压力转换器/传感器254、256和258。设有连接/断开组件260，用来将充气/放气组件206中的充气/放气阀248、250和252与各自相应的附属可充气装置208、210和212快速而容易地连接和断开。
图8简要地表示外部反博装置201的各个部件之间的电学/逻辑/控制连接。控制操纵台组件202包括电源装置264，用来通过电源开关面板213、变压器215和电源模块266(其包括电源转换器和速增组件)向计算机组件219以及压缩机234提供电力，该计算机组件219包括CPU和用户界面监视器220，以及诸如键盘和触摸屏等其他输入设备。电源模块266以可变的频率将电源从110/120VAC50/60Hz转换为三相220VAC提供给压缩机，并在最好是大约3至5秒钟的周期上将该电源增大到预先选择的最大功率值。在开始对患者进行外部反博治疗时，电源需要给三组充气/放气阀248、250、252提供电能，以及向计算机219、用户界面监视器220以及与外部反博装置201有关的其他电子装置提供总线所需要的电能。这可能导致电源猛增到或者甚至超过30安培。该能量需求对于绝大多数正常的盒装电源***来讲太高。因此，电源模块266包括可变的频率驱动晶体管反相器(例如，Mitsubishi Model FR-E520-1.5K)，从而在上面提到的大约3至5秒钟的优选周期上缓慢地增大提供给压缩机234的电能。电源模块266转换110/220VAC 50/60Hz线路输入并且将其转换为三相220VAC和具有从0Hz开始直到预定频率(例如，72Hz)的可变频率。因此，压缩机234的工作与输入线路的频率无关，并且不存在启动压缩机234所需要的突然的电源猛增。
考虑到与用户的人性化，***201的各种相关功能已经归类从而便于简单和逻辑操作。所有与患者有关的输入(患者ECG、指纹体积描记术、患者呼叫按钮等)位于一个位置上，也就是位于与治疗台组件204相关的患者输入面板209上。输出例如打印机输出、患者信号输出和服务信号输出等也归类在一个位置上，优选地作为控制操纵台202上的输出模块211的一部分。为了调整装置201的性能，操作者的输入全部位于用户界面监视器220的触摸显示屏上，并且包括充气/放气定时、所作用的压力的幅值和下面讨论的其他重要数据，包括患者的ECG显示、充气/放气定时的图形表示、用于监视适当的定时调整和其他操作因素的体积描记图(耳垂、指尖、颞颥等)。还可以设有键盘217。所有输入和输出最好通过信号模块219交换。
所有上述控制和特征构造和计算为用来向患者的下肢提供连续的加压，在作用有可充气装置208的最远端处开始，接下来是放置有可充气装置210的中间部分，并且通过位于患者大腿顶部或臀现场置的可充气装置212结束加压。在图9A和9B中以图表形式显示了该顺序，其中如图9B中所示，在接近ECG循环的末端处出现所有的压力排放给可充气装置208、210和212。在图10中也图形表示了这种关系，其并列给出了ECG信号277、阀门打开信号283和可充气的橡皮箍袖带装置压力波形285。如图11A和11B中所示，通过控制器充气时间可以在特定的最小值和最大值之间提前或滞后。
图12至18表示一个示例的充气/放气阀248，应当认为它可以作为充气/放气阀250和252的典型形式。充气/放气阀248(以及250和252)最好是可旋转工作的蝴蝶形阀门，其可以是通过位于主体部分288的相对末端上的相应控制器289由压缩空气推动地或者在优选实施例中电学作用地变成锐角，从而控制可旋转的转子290。固定到转子290上的是蝴蝶阀门元件292、294，用来打开和关闭压缩气体或压缩空气入口295和充气/放气口296，它与相应的或关联的可充气的橡皮箍袖带装置208、210或者212连接，其中蝴蝶阀门元件294可以旋转变成锐角从而打开和关闭位于充气/放气口296与放气排气端口297之间的流体交换。为了向可充气装置208、210和212提供适当的充气和放气定时以及顺序的操作，通过这里描述的控制***分别操作和控制快速反应的控制器290。蝴蝶阀门元件292、294和它们相关的转子290最好是在打开和关闭位置之间通过大约60度的最大旋转角度之间是可旋转的。更大或更小的旋转角度位于本发明的范围内。
经过每个蝴蝶阀门开口位于入口端295与充气/放气端296之间的充气通道比位于充气/放气口296与放气排气端口297之间的放气通道限制得更严格，为了使得可充气装置208、210、212的放气速率与充气速率相同，在放气一侧的限制大约比充气一侧的大大约20％至30％，由于这样一个事实：当与充气端口296和放气排气端口297之间的压力梯度相比较时，充气使得在位于入口295与充气/放气口296之间的压缩气体具有更高的压力梯度。
通过旋转螺线管利用15伏DC连续电源或者27伏DC、50毫秒脉冲、回落到15伏保持电压沿着它们的相关转子290驱动蝴蝶阀门元件292、294。该低功耗不仅对于降低整体电源需要而且对于降低热输出都很重要。
为了安全和快速反应的目的，放气蝴蝶阀门元件294通常是打开的(例如处于电源关断状态)而充气蝴蝶阀门元件292通常闭合。因此，在电源损耗的情况下，充气阀门元件292将闭合而放气阀门元件294将打开，从而允许来自可充气的橡皮箍袖带的空气放气和排出至大气压力。
每个蝴蝶阀门元件292和294能够打开从大约50毫秒至300毫秒，并且最好打开从100毫秒至200毫秒，从而允许在心舒张期进行的过程中压缩空气从上面提到的蓄压器接纳到可充气装置中。如上所述，为了准确地对应患者的心率，充气阀的定时和打开次数是可变的，但最好是不少于大约100毫秒的持续时间。在心舒张期的末期，放气蝴蝶阀门元件294打开(即使没有电源)大约50至300毫秒的周期并且最好是120至220毫秒。希望使得放气蝴蝶阀门元件294的打开持续时间根据心率是可以变化的，但是在正常的操作中一次打开时间不少于大约120毫秒。如上面讨论的，应当注意到应当能够使用三方式循环阀门。但是，如果使用这种三方式循环阀门，重要的是要防止当从充气端口转换到放气端口或者反之亦然时出现的交叉溢出泄漏。
如图19和20中所表示的，示例的压力调节器组件242是成比例控制的压力释放阀门，最好是为上面讨论的储气罐236提供大约1至大约10psi的调整范围。一旦外部反博装置201开始工作，压力调节腔502向大气排放。当压缩机出现并且开始对储气罐236施加压力时，压力调节器组件242的控制或负荷阀门504对排放端口506保持开放，为使得储气罐压力最小化提供准备。进入压力控制腔的流体流量受到负荷阀门504的控制。当对负荷阀门504施加电压时，受到压缩的流体将通过与压力调节腔502连接的通道508流入到压力控制腔510中。如图23中所示，压力控制腔510和压力调节腔502通过一对隔膜518分开。只要压力调节腔502中的压力低于压力控制腔510中的压力，没有流体通过压力排放端口506泄漏。当达到控制器选择的压力时，负荷阀门504关闭，压力继续在蓄压器中增大并且压力调节腔502将逆着弹簧514的偏压推动蓄压器控制活塞512，打开排放端口506并且将增大的压力泄露给大气。当压力降落到控制器选择的压力时，即，压力控制腔510中的压力时，蓄压器控制活塞512将运动回到气缸516中，关闭压力排放端口506。当控制器准备降低所选择的压力时，排出阀518打开，流体从压力控制腔510中泄漏，降低它的压力，并且蓄压器控制活塞512将再逆着弹簧514的偏压移动，通过排放端口506将压力调节腔502暴露给大气，并且由此降低压力调节腔502中的压力。排出阀518通过端口522向大气打开。图24表示类似的实施例，主要的区别在于单个隔膜520将控制腔510和压力调节腔502分开。
当旋转螺线管充气/放气阀打开时，在储气罐236中出现压力的突然降低。由圆顶形隔膜传感到该突然的降低并且立即向下移动从而关闭伺服排出阀门。压力调节腔502马上压力增加，使得负荷阀门504闭合，从而使得压缩机234能够弥补储气罐压力突然地降低到所希望的预设值之下。如果随后的可充气橡皮箍袖带装置的工作引起储气罐压力中的降低，负荷阀门504保持闭合使得储气罐压力能够在最短的可能时间内恢复到所希望的预设压力值。当可充气橡皮箍袖带装置208、210和212放气时，储气罐压力由于压缩机恒定地向储气罐提供压缩气体这一事实而快速地恢复。当达到所希望的储气罐压力设定点时，传感该增大的储气罐压力，向上移动，因此打开压力排放端口并且将压力调节腔的压力降低到一个数值，该值使得负荷阀门在将储气罐压力维持在所希望的预设值处的位置保持打开，并且向***和排放***排放压缩机流体。
每个圆顶形控制螺线管最好在24伏DC 0.6瓦特处工作。孔最好具有0.031英寸的直径，并且负荷和排出阀是两方式循环的高低液位的螺线管，其中排出阀最好是三方式循环高低液位的螺线管。负荷阀门最好是两方式循环的常闭螺线管，利用24伏DC来增加圆顶的压力。排放阀门是两方式循环的常闭螺线管，利用24伏DC来降低圆顶的压力。电力不足导致排放端口打开并且释放圆顶的压力，其对应地释放储气罐的压力。
在使用中，控制器可以利用数字或模拟装置调节作用给患者的外部反博治疗压力的幅值，最好如图22中所示。该输出或者是数字电压信号或者是与所选压力成比例的电压。当控制器开始对患者的治疗时，激活压缩流体源即压缩机234，通过受到计算机219控制的例如电磁阀或伺服或相称的阀门等阀发送压缩后的流体。计算机219将来自蓄压器中的压力转换器的输出(模拟形式的并且利用模-数转换器转换成数字形式)与控制器选择的治疗压力进行对比，并且然后控制阀门将压缩流体导入到蓄压器中，从而将蓄压器中的压力增大到控制器选择的数值或者将压缩流体排放到大气中。当充气阀门打开时，蓄压器中的压力降低并且计算机219使得该阀门相对于大气关闭，并且将压缩流体导入到蓄压器中从而将其压力保持在或接近于控制器选择的数值。计算机219还提供衰减装置，因此蓄压器中的压力不会迅速摆荡地失控到高或低压力处，而是将蓄压器中的压力保持在控制器选择的数值或者设定数值10-20毫米汞柱之内。
图23表示计算机***318，用来监视和记录接受本发明的外部反博装置治疗的患者的治疗过程。如前面所述，该计算机***318用来控制外部反博装置的工作。计算机***219还可以用来监视和记录与患者的治疗有关的信息。
更具体地，计算机***318包括患者数据库320，用来存储一个或多个患者的人口统计学信息；患者治疗数据库324，用来存储一个或多个患者治疗信息；现场数据库324，用来存储有关患者治疗现场的信息；和计算机219。为了解释的目的，计算机219是具有相关的用户界面220例如触摸屏和键盘的个人计算机(PC)。在这种情况中，在与个人计算机有关的存储装置(例如，内部硬盘驱动)中限定数据结构。更具体地，用于患者数据库的数据结构可以包括患者的身份证明例如数字；患者姓名；患者住址；患者的病史，包括医生姓名、疾病历史和急诊接触信息；图像数据，例如磁共振图像、X射线图像、CAT扫描图像等等；血液动力学数据，例如血压和波形形式和数据形式的血流量信息；和实验室试验结果。患者治疗数据库的数据结构可以包括患者身份证明；治疗时间，例如充气时间、放气时间和累积的治疗时间；ECG数据(波形形式的和数据格式的)；体积描记图数据；作用的压力数据(对于特定的治疗阶段和累积的)；ECG电极位置；和ECG电极类型。现场数据库的数据结构可以包括现场身份证明，例如数量、现场名称；现场地址；医生姓名；装置操作者姓名或ID；外部反博装置的类型；和外部反博***的结构。
如在下面详细提到和描述的，用户界面220最好是容易监视患者治疗状态、治疗参数和其他相关数据的触摸屏，并且提供调整控制操作的能力。如图24中所示，用户界面220或触摸显示屏包括位于显示屏的左上角部分的患者数据，其与患者数据库相连接从而允许操作者为每个新患者创建患者文件，并且允许该***或装置201为了患者的适当的用药剂量而跟踪累积的治疗时间。
利用位于显示屏的顶排上的三个按钮能够很容易地实现操作的开始和结束，也就是用于开始和继续治疗的开始按钮336；备用按钮338，能够用来将外部反博装置201放置在“保持”位置上，无论何时患者需要休息、使用洗手间或者其他暂时中断治疗，并且然后当患者返回来完成治疗过程时继续；和退出按钮340，用来停止治疗。当选择备用按钮时，治疗定时功能不再继续，并且允许对总治疗时间保持跟踪。退出按钮340用来为特定患者停止治疗过程并且在患者数据库中记录该占用的治疗时间，以备在未来的治疗过程中使用。
ECG显示包括叠加在ECG信号342上或附近的定时标记352和滚条350，用来便于识别充气和放气定时，通过图形化的充气/放气定时标记和滚条实现显示。定时标记352是叠加在ECG信号342上的振幅信号，并且不应到错误地理解为噪音。另外，为了便于ECG信号342的识别，标记352可以打开或关闭。定时滚条识别触发信号353以及充气和放气时间，其中触发信号353可以逆着ECG的R波受到检查，其示范当作用外部压力时心脏循环的周期。当心脏泵出或喷射血液时，这使得操作者能够容易地识别和查证它们不是在心脏循环的过程中正在对可充气装置208、210和212充气。用户界面220还包括充气和放气时间的数字显示358，所作用的外部压力的幅值370的数字显示，准备治疗周期360的数字显示。默认的治疗周期最好是60分钟。操作者能够手动地调整充气时间、放气时间、作用的压力的幅值和治疗周期。还在362处设有占用的治疗时间的数字显示并且三对可充气装置能够单独地在372处打开或关闭，这些情况很容易地在显示屏的右下角处识别和显示。另外，在374中，能够在每次心跳或每隔一次心跳处触发可充气装置。另外，在376中提供对打印机功能的控制，包括5秒一次制图或连续的制图。在378处设有锁定显示部分，从而使得用户能够锁定屏幕，用于更进一步的检查。
图24至27表示一些示例的控制显示屏，有助于更好地理解强化的计算机***320的功能性。如图25中所示，主菜单屏326允许操作者从四种选择中选择一种：(a)患者信息；(b)现场信息；(c)ECP治疗；或(d)***诊断。患者信息和现场信息选择允许操作者分别向***中输入患者信息和临床现场信息。ECP治疗选择允许操作者监视和控制患者的治疗；与此同时***诊断选择允许操作者为了培训操作者和/或测试外部反博装置的设备而模拟对患者的治疗。
参照图26，患者信息屏328允许操作者为一个或多个患者输入和/或编辑人口统计学信息。患者人口统计学信息可能包括(但是不限于)患者的姓名、住址、电话号码、性别、生日和其他与患者的医学治疗有关的档案信息(例如药物治疗、疾病史等等)。一旦为一个新患者输入这些信息时，能够存储在患者数据结构320中。每个新患者还可以被指定一个存储在患者数据结构320中的随机产生的患者身份识别编号。
类似地，现场信息屏330允许操作者输入和/或编辑如图28中所示与临床治疗现场有关的信息。现场信息可以包括(但是不限于)临床治疗的现场的名称、地址、电话号码、传真号码，和与临床治疗现场有关的医生的姓名。这些现场信息可以存储在现场信息数据结构324中。
如上所述，图24表示初级治疗控制屏332，用来监视和控制由本发明的外部反博装置提供的患者的治疗过程。患者治疗信息突出地显示在用户界面的中央。上面的波形342是采自患者的心动电流图(ECG)信号。对于本领域技术人员来讲很明显，ECG信号的R波部分通常用来监视患者的心脏循环。下面的波形344是代表患者血压的压力信号。该压力信号还用来监视患者的心脏循环以及监视由外部反博装置作用给患者的反博波形。在优选实施例中，该压力信号还限定为从指尖体积描记图探针接收到的体积描记图波形信号。两个幅值调整开关346和348恰好放置在每个波形的右侧，其允许操作者调整观察该信号的辨析率。
定时滚条350同时在上部和下部波形之间显示。当通过外部反博***向患者作用充气/放气循环时该定时滚条350显示。更具体地，该定时信号包括用于每个充气/放气循环的定时滚条，其中定时滚条的引导边缘对应于充气的开始而定时滚条的尾部边缘对应于放气的开始。另外，定时滚条350包括触发信号353，其显示触发充气/放气循环的时间。
外部反博治疗的安全性和有效性取决于与患者的心脏循环有关的充气/放气循环的精确的定时。例如，具有明显的钙沉积物的动脉壁(硬化动脉)比有弹性的脉管***更快地将外部压力脉冲转化到主动脉上。因此，应当是钙化动脉的充气阀的打开比正常的有弹性的动脉的要晚。因为很难测量动脉壁的弹性，操作者可能不得不通过利用外部脉冲到达动脉根部晚于动脉瓣膜的闭合这一需求来手动地调整充气阀的适当的定时。三个患者治疗信号的改善的显示使得操作者能够更精确地调整充气阀的定时。这是一个示例的方式，其中本发明的计算机***改善由外部反博装置提供的对患者的治疗。
为了进一步改善对与患者的心脏循环有关的充气/放气循环的定时的监视，定时标记352可以叠加在ECG信号上。对于ECG信号上的QRS波的每个间隔都出现该定时标记352。该标记作为迭加在ECG波上的高频噪音出现从而显示与QRS波有关的充气和放气。对于本领域技术人员很明显，信号的幅值充分地按要求的大小给出，从而使得该标记不会被误解为与ECG信号有关的噪音。定时标记开关354允许操作者打开/关闭屏幕上的定时标记352的显示。
治疗控制屏332还提供调整充气/放气循环的定时的开关。随着相对于ECG信号的R峰的测量，充气调整开关356允许操作者调整开始下一个充气的时间的设定。每次按下左侧箭头会导致充气比预定时间更早发生(例如10毫秒)；与此同时每次按下右侧箭头会导致充气比预定时间更晚发生。充气开始时间的当前设定显示在开关356的中间窗口上。类似地，放气调整开关358允许操作者调整放气开始时间的设定，随着相对于ECG信号的R峰测量出来。放气可以是同时的或顺序的。
另外，通过两个额外的界面监视和控制患者的治疗时间。治疗设定开关360允许操作者设定患者治疗的时间。再者，每次按下左侧箭头会导致治疗时间增加一些预定的时间增量(例如1分钟)，和每次按下下面的箭头使得治疗时间减少同样的预定的时间增量。在开关360的中间窗口上显示治疗时间的当前设定。占用的治疗时间显示362显示当前的治疗阶段所占用的时间。
通过使用治疗控制屏332还可以显示和/或调整其他患者治疗信息。例如，心率显示364显示患者的心率，而心舒张期/心收缩期比率显示368显示体积描记图信号的峰值比率和面积比率。这些显示可以周期性地更新，例如当锁定显示时或者轮流检测每个预定的时间周期，或者可以是时时地更新。另外，可以设有压力调节开关370从而允许操作者调整压缩空气的充气压力。可以想象通过设置在治疗控制屏332上的各种用户界面能够显示和/或调整其他患者治疗信息。
图28是概要地表示外部反博装置201的初始化操作的步骤和充气/放气逻辑的自动设立的框图或流程图。通过从存储器中读取T1和T2的值的电源开关电路实现充气/放气阀的打开。即使充气时间T1表现为相对很短，即，少于R-R间隔的一半，这表示充气信号正在发送给电源开关电路从而开始打开充气阀的时间。大约需要接近20毫秒使得阀门完全打开，大约需要另外30毫秒使得空气压力到达可充气装置208、210和212，大约需要另外70毫秒从而达到完全充气压力，并且大约再有200至300毫秒使得所作用的压力波从小腿和大腿的末梢脉管***运行到达主动脉的根部。通过这些时间，心收缩期周期应当已经由过。例如，采用每分钟60跳的心率，心收缩期时间是大约每跳400至500毫秒。因此，为了使得所作用的脉冲波在动脉瓣膜闭合时到达主动脉的根部，充气信号应当在R波之后大约150至200毫秒开始。另外，能够显示放气时间在下一个R波之前大约160毫秒时发生。大腿下部的橡皮箍袖带的放气阀相对于大气打开120毫秒的持续时间。因为对于可充气装置压力降低为0的滞后时间T4最大是80毫秒，在下一个心收缩期状态开始时在橡皮箍袖带中不存在残余压力，在心脏收缩期间给末梢脉管***层足够的时间用来再填满。
在初始化阶段之后的工作阶段中，T1和T2的值将存储在存储器中并且用来控制充气/放气定时。但是，利用更新后的TR以非常新的心率对该存储器进行更新，从而计算新的T1和T2并且存储在存储器中替代旧的T1和T2。另外，CPU将在一个寄存器中每10毫秒询问一个标记，从而确定是否已经按下任何一个手动调整按钮。充气/放气调整按钮356、358位于前面板(显示屏)上，用来提前或延迟充气或放气时间。
每次按下充气提前按钮将触发CPU从而将数值(TR-T1)与200毫秒相比较。如果(TR-T1)大于200毫秒，则T1将加长10毫秒。通过对最初已经设为大约210毫秒从而在T1＝(12.65*TR+C1-300)中使用的C1增加10毫秒来实现。在下一个R波之前作用同样的逻辑来限制T1提前的可能性为大约200毫秒或更少，从而防止大腿下部的橡皮箍袖带的充气阀打开的太迟以至于对于放气阀在下一个R波之前没有足够的时间保持打开；记住这样一个事实，在T1之后大腿的橡皮箍袖带的充气阀打开大约50毫秒并且保持打开大约另一个100毫秒，仅仅剩余大约50毫秒使得这对放气阀在下一个R波之前打开。由于在控制放气阀的手动调整中使用的逻辑对于放气设定了一个限制，在下一个R波之前打开不迟于大约30毫秒，很清楚在大腿橡皮箍袖带的充气阀关闭之后放气阀将不得不在大约30毫秒内向大气打开。
其他手动充气/放气调整按钮356、358以同样的原理工作；也就是说，每次按下一个按钮，CPU将检查限定阀门的定时的条件，并且如果这些限制没有达到，然后通过对上述等式和等式T2＝(TR-C2)毫秒中的C1或C2减去或加上10毫秒，可以使得对充气/放气阀的定时提前或滞后。
在计算T1中使用的公式如下：
T 1 = ( 12.65 * T R + C 1 - 300 ) ms
其中当TR的单位从秒转换为毫秒时，使用常数12.65代替0.4，并且C1是最初设定为等于210毫秒的常数。但是，以后可以通过手动调整改变该数值。因数300毫秒已经由实验确定大约等于所作用的外部压力波从大腿下部运行到达主动脉瓣膜所需要的最大时间。
在T1已经确定之后，其包括150毫秒的数值。如果T1小于150毫秒，则将其设定为150毫秒。如果T1大约150毫秒，则采用计算得到的数值。这种处理保证充气阀在R波之后少于150毫秒内不会打开。考虑到脉冲从未梢脉管***向上运行到主动脉根部所需要的时间，即使当T1设定为150毫秒时，压力波的引导边缘将不会到达主动脉根部直到R波之后大约350毫秒。
一旦T1的值已经最终确定，利用下面的公式计算T2：
T2＝(TR-C2)ms
其中常数C2最初设定为160毫秒并且以后可以通过手动调整增大或减小。从该公式中，可以看到放气阀在下一个R波之前打开160毫秒。但是，C2可以手动的增大或减少从而实现最佳的血液动力学效果。
在充气/放气阀的定时中采用的逻辑满足两个基本原则：(1)充气阀必须不打开，使得压力脉冲在心收缩期间到达主动脉根部，强制主动脉瓣膜过早地关闭，从而产生心收缩期负荷；和(2)在下一个R波之前放气阀必须向大气打开，从而允许橡皮箍袖带中的空气压力有足够的时间衰减为零，使得不存在引起效应的残留压力。最后，当心率高于每分钟120跳或者低于每分钟30跳时，充气/放气阀将不工作。
充气/放气阀定时逻辑控制作用给患者的小腿和大腿下部的外部压力的定时。图9中表示了如何将充气/放气阀与压缩机和储气罐连接的图。
充气/放气逻辑分成两个主要部分：(1)接通电源的初始化阶段，在此期间自动地设定充气/放气时间；和(2)工作阶段，在此期间能够手动地调整充气和放气时间。通过微处理器控制这些定时逻辑***的工作，并且当心率高于每分钟120跳或者低于每分钟30跳时，不再向充气/放气阀发送供电信号。
如图所示有三个充气阀和三个放气阀。一对充气/放气阀用于小腿，一对用于大腿下部，而另一对用于大腿上部。这些阀门是常开的，并且当给予电能后有选择地关闭。一旦接收到来自充气/放气定时控制的信号时，充气阀的电源接通持续100毫秒的周期并且使得这些充气阀向气体储气罐打开。类似地，一旦接收到放气阀信号，放气阀的电源接通持续120毫秒的周期并且使得小腿和大腿下部的橡皮箍袖带向大气打开。另外，可以设有两个安全阀门，每个分别位于充气阀和橡皮箍袖带之间。这些安全阀门对于空气是常开的。这两个可选择的阀门(图中没有示出)与充气/放气阀是独立的逻辑控制的。在电源故障的时候安装它们使得保持在小腿和大腿下部的橡皮箍袖带中的压力能够自动地排放给大气。
在接通电源的初始化阶段中，控制操纵台202的计算机214将开始一系列的初始化处理。第一步是保持放气阀向大气开放。每个放气阀保持打开120毫秒，或者足够长的时间使得从小腿和大腿下部的橡皮箍袖带中释放出所有空气压力。然后计算机219寻找心电描记图(ECG)的输入和确定QRS复合体的存在。如果没有检测到QRS复合体，充气/放气阀208、210、212将不会激活并且外部反博装置将不启动。充气阀将向大气保持打开；将没有压缩气体从储气罐236进入到可充气装置208、210、212中。
在检测到有4个完整的R-R间隔后，CPU将确定它们的平均值(TR)，并且通过采用上一个TR和新的R-R间隔更新TR。与此同时，采用数值C1＝210毫秒和C2＝160毫秒初始化计算充气时间T1和放气时间T2所使用的两个常数。在图29的例子中图形表示了对T1和T2以及其他变量的定义。它们是：
TR(R-R间隔)：R-R间隔的平均值，单位为毫秒。
T1(充气时间)：从R波到打开下肢充气阀的间隔(单位为毫秒)。注意大腿橡皮箍袖带的充气阀打开20-70毫秒，并且最好是T1之后的50毫秒。另外，该充气阀是常闭的。但是，当被加以电能时，它们将打开100毫秒或更长的时间。
TD(持续时间)：打开下肢充气阀与打开所有下肢和大腿放气阀之间的间隔，单位为毫秒。
T2(放气时间)：从R波到打开放气阀的间隔，单位为毫秒。注意所有下肢和大腿橡皮箍袖带的放气阀对于大气是常开的，但是当被施加电源时有选择地闭合。该打开时间已经由实验确定为接近于至少40毫秒，大于压力衰减时间T4。
T3(压力增大时间)：当下肢或大腿橡皮箍袖带中的空气压力是0时与当它达到与蓄压器中的压力平衡时之间的时间间隔。已经利用各种橡皮箍袖带尺寸在多种不同条件下经实验测量出了该值，并且等于大约50毫秒。
T4(压力衰减时间)：当放气阀相对于大气打开时，橡皮箍袖带中的空气压力降低为零所经过的间隔。已经利用各种橡皮箍袖带尺寸在不同条件下确定了T4的值，并且具有80毫秒的平均值。
在图29中给出了充气/放气阀的时间与三对橡皮箍袖带的空气压力波形之间的图形表达式。对利用三条导线***的患者心电描记图(ECG)进行数字化和确定R-R间隔TR。然后采用R波作为触发信号。根据Bazett(参见FDA510(K)建议K882401，通过引用合并进来)的平方根公式计算下肢橡皮箍袖带的充气时间T1：
T 1 = ( 12.65 * T R + C 1 - 300 ) ms
其中C1是具有210毫秒初始值的常数。可以手动地调整充气时间并且该调整改变C1值。因此外部压力对身体的作用在QRS复合体之后T1毫秒在大腿下部开始。大腿下部的橡皮箍袖带的充气开始大约20至70毫秒，并且最好是大腿下部的橡皮箍袖带充气之后50毫秒，并且大腿上部的橡皮箍袖带将充气大约20至70毫秒，并且最好是大腿下部的橡皮箍袖带充气之后50毫秒。
在Bazett(Heart7：353，1920)的平方根公式的基础上为T1指定初始值(如上所讨论的)，其将ECG的正常Q-T间隔近似为以秒测量的R-R间隔的平方根的恒定倍数(0.4)的乘积。从QRS复合体的开始到T波的结束测量Q-T间隔。其表示脉管***电心收缩期的持续时间并且由于心率而不同；其可以用来近似血液动力学的心收缩期间隔。
前面讨论的内容仅仅是为了解释的目的而公开和描述了本发明的示例性的实施例。本领域技术人员从这些讨论和从所附附图和权利要求书中已经知道，在不脱离由下面的权利要求书中限定的本发明的原理、精神或范围的前提下，可以做出各种改变、改进和变形。

Claims (34)

1.一种用于治疗患者的外部反博装置，包括：
多个可充气装置，用来接受患者的下肢部分；
压缩流体源，与所述多个可充气装置相通；和
流体分配组件，将所述压缩流体源与所述可充气装置相互连接，并且包括将所述每个充气装置与所述压缩流体源相互连接的可选择操作的充气/放气阀，所述流体分配组件将来自所述压缩流体源的压缩流体分配给所述充气/放气阀，并且分别操作所述每个充气/放气阀对所述每个可充气装置进行依次充气和依次或同时放气，所述每个充气/放气阀具有与所述压缩流体源处于流体交换的入口，与某一个所述可充气装置处于流体交换的充气/放气口，和与大气处于流体交换的放气排气口，所述放气排气口通常打开，使得一旦功率损耗则向外部反博装置排放压缩流体。
2.根据权利要求1的装置，进一步包括与所述压缩流体源和所述可充气装置相互连接的流体蓄压器，所述流体蓄压器向所述可充气装置提供压缩流体。
3.根据权利要求1的装置，进一步包括与所述每个充气/放气阀连接并且能够单独操作的电源控制器，使得所述每个可充气装置单独地并且顺序地充气和放气。
4.根据权利要求3的装置，其中所述电源控制器是可以由电力作用的。
5.根据权利要求3的装置，其中所述电源控制器是可以由空气作用的。
6.根据权利要求1的装置，其中所述每个充气/放气阀是高低液位三方式循环的电磁阀。
7.根据权利要求1的装置，其中所述每个充气/放气阀与负压蓄压器连接。
8.根据权利要求1的装置，其中所述每个充气/放气阀是可旋转工作的阀门。
9.根据权利要求1的装置，其中所述每个充气/放气阀是可旋转工作的蝴蝶阀门。
10.根据权利要求9的装置，其中所述每个可旋转工作的蝴蝶阀门包括一对固定到进行旋转的所述转子上的所述蝴蝶阀门元件，第一个所述蝴蝶阀门元件在所述充气/放气阀的所述入口与所述充气/放气口之间的流体交换中设置为处于常闭状态，和第二个所述蝴蝶阀门在所述充气/放气阀的所述排气端口与所述充气/放气口之间的流体交换中设置为处于常开状态。
11.根据权利要求10的装置，其中所述每个可旋转工作的蝴蝶阀门包括可旋转的转子和可旋转地固定到用来旋转的所述转子上的蝴蝶阀门元件，所述转子在位于所述蝴蝶阀门元件的打开和关闭位置之间的大约60度的最大旋转角度内可以旋转。
12.根据权利要求1的装置，进一步包括可移动的工作台，在治疗的过程中患者位于其上，所述充气/放气阀固定到所述可移动的工作台上从而随其移动。
13.根据权利要求12的装置，其中所述可移动的工作台包括固定到其上的多个轮子。
14.根据权利要求12的装置，其中所述充气/放气阀固定到所述可移动的工作台上。
15.根据权利要求12的装置，其中所述可移动的工作台还包括连接部分和主体部分，并且允许所述连接部分相对于所述主体部分之间成有选择的角度。
16.根据权利要求15的装置，其中所述可移动的工作台包括升降组件，有选择地操作从而调整所述连接和主体部分的高度。
17.根据权利要求1的装置，进一步包括穿过所述每个充气/放气阀的充气通道和放气通道，设于所述入口端与所述充气/放气口之间的所述充气通道比设于所述充气/放气口与所述放气排气口之间的所述排气通道更受限制。
18.一种用于治疗患者的外部反博装置，包括：
多个可充气装置，用来接受患者的下肢部分；
压缩流体源；
流体蓄压器，与所述压缩流体源相连接从而对所述可充气装置进行充气；
流体分配组件，与所述流体蓄压器相互连接，从而将来自所述压缩流体源的压缩流体分配给所述可充气装置；
所述流体分配组件包括将所述每个可充气装置与所述流体蓄压器之间相互连接的可选择操作的充气/放气阀，所述每个充气/放气阀具有位于其上的电源控制器并且与所述可充气装置组件相互连接，并且可以单独地操作使得所述每个可充气装置单独地充气和放气，所述每个充气/放气阀具有与所述流体蓄压器相互连接的入口，与一个所述可充气装置相互连接的充气/放气口，和与大气处于流体交换的放气排气端口，所述放气排气电源通常打开使得默认为一旦处于功率损耗向所述电源控制器处于所述常开的状态；
所述压缩流体源包括压缩机，所述装置进一步包括电源突增装置，一旦所述装置开始工作将电源以可变的频率从110/120VAC50/60Hz转化为三相的220VAC提供给所述压缩机，并且在大约3至5秒的周期上将电源增大到预定的最大功率水平。
19.一种用于治疗患者的外部反博装置，一种治疗台，在治疗的过程中患者位于其上。所述治疗台包括主体部分和连接部分，后者可以相对于所述主体部分有选择地调整为多个有一定角度的位置，所述治疗台还包括电机驱动的升降组件，能够有选择地将所述治疗台升高和降落到多个不同的升降位置。
20.根据权利要求19的外部反博装置，其中所述治疗台还包括多个轮子，允许所述治疗台能够有选择地在多个位置之间移动。
21.根据权利要求19的外部反博装置，其中所述装置还包括充气/放气阀，用来有选择地对可系在患者身上的充气装置充气和放气，所述充气/放气阀安装到所述治疗台上并且能够与其一起移动。
22.根据权利要求19的外部反博装置，进一步包括位于所述治疗台上的可用脚操作的开关，所述可用脚操作的开关有选择地激活或不激活所述电机驱动的升降组件。
23.根据权利要求19的外部反博装置，其中所述电机驱动的升降组件包括限制开关装置，其将所述治疗台的所述主体部分的顶点的升降限制在24英寸于36英寸之间。
24.根据权利要求19的外部反博装置，其中所述治疗台的所述连接部分相对于所述主体部分的所述成角度的位置限制在水平方向上30度内。
25.一种用于治疗患者的外部反博装置，包括：
多个可充气装置，用来接受患者的下肢部分；
压缩流体源，与所述多个可充气装置相通；和
流体分配组件，将所述压缩流体源与所述可充气装置相互连接，并且包括将每个充气装置与压缩流体源之间相互连接的可选择操作的充气/放气阀，所述流体分配组件将来自所述压缩流体源的压缩流体分配给所述充气/放气阀，并且分别操作所述每个充气/放气阀对所述每个可充气装置进行充气和放气；和
压力调节组件，与所述压缩流体源处于流体交换并且可操作为将所述压缩流体源保持在一个预定的压力。
26.根据权利要求25的外部反博装置，其中所述压力调节组件包括压力释放阀门。
27.根据权利要求26的外部反博装置，其中所述压力释放阀门是圆顶形负荷压力释放阀门。
28.根据权利要求26的外部反博装置，其中所述压力释放阀门包括向大气打开的排气阀门。
29.根据权利要求27的外部反博装置，其中所述排气阀门是向大气偏压打开的。
30.一种控制用于治疗患者的外部反博装置的方法，包括以下步骤：
选择患者治疗压力；
输出对应于所述所选择的治疗压力的信号；
检测压力蓄压器中的蓄压器压力；
将所述所选择的治疗压力与所述蓄压器压力进行比较；
在所述患者治疗压力与所述蓄压器压力之间的差值的基础上控制压力调节阀门。
31.根据权利要求30的控制用于治疗患者的外部反博装置的方法，进一步包括当所述蓄压器压力大于与所述患者治疗压力之间的预定差值时降低所述蓄压器压力。
32.根据权利要求31的控制用于治疗患者的外部反博装置的方法，其中通过使得所述蓄压器向大气排放气体来降低所述蓄压器压力。
33.根据权利要求30的控制用于治疗患者的外部反博装置的方法，进一步包括当所述蓄压器压力小于与所述患者治疗压力之间的预定差值时增大所述蓄压器压力。
34.根据权利要求33的控制用于治疗患者的外部反博装置的方法，其中通过操作压缩机增大所述蓄压器压力。
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