"被駆動機器の膨張および収縮を繰り返すように、被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、前記配管系とその内圧との圧力差に応じて、該配管系内のガスの一部を吸入し、または該配管系にその内部のガスの一部を排出するガスタンクと、前記ガスタンクと前記配管系との間の連通を選択的に開閉する弁手段と、前記弁手段を、前記圧力発生手段により陽圧または陰圧の印加から陰圧または陽圧の印加へ切り換えた時点から所定時間の経過後に開き、次の切り換えの前に閉じるように制御する制御手段と、を備える医療用膨張収縮駆動装置。被駆動機器の膨張および収縮を繰り返すように、被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、前記配管系とその内圧との圧力差に応じて、該配管系内のガスの一部を吸入し、または該配管系にその内部のガスの一部を排出するガスタンクと、前記ガスタンクと前記配管系との間の連通を選択的に開閉する弁手段と、前記配管系に前記ガスタンクを介してガスを補充するガス補充手段と、前記配管系内のガスを前記ガスタンクを介して排出するガス排出手段と、前記弁手段を、前記圧力発生手段により陽圧または陰圧の印加から陰圧または陽圧の印加へ切り換えた後に開き、次の切り換えの前に閉じるように制御するとともに、前記弁手段を閉じている状態で、前記ガス排出手段を制御して前記ガスタンク内のガスの少なくとも一部を排出し、前記ガス補充手段を制御して該ガスタンクにガスを補充する制御手段と、を備える医療用膨張収縮駆動装置。前記配管系の内部圧力を検出する配管系圧力検出手段と、前記配管系に前記ガスタンクを介してガスを補充するガス補充手段と、をさらに備え、前記ガス補充手段が、前記ガスタンクに補充する前記ガスが封入された一次ガスタンクと、前記一次ガスタンクの出力側に接続された開閉可能な第1弁手段と、前記第1弁手段の開閉により前記一次ガスタンクの出力側に連通される二次ガスタンクと、前記二次ガスタンク内の圧力を検出するタンク圧力検出手段と、前記二次ガスタンクの出力側に接続され、前記ガスタンクの内部への前記二次ガスタンクからのガスの補充を弁開閉により制御する第2弁手段とを有し、前記制御手段が、前記被駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り換えるタイミングで前記配管系圧力検出手段により検出された圧力が所定値以下となった場合に、前記弁手段を開く前に、前記第1弁手段を閉状態として、第2弁手段を開状態とし、前記二次ガスタンクから前記ガスタンクへのガスの補充を行い、当該ガスの補充の前後において前記タンク圧力検出手段により検出された前記二次ガスタンク内の圧力の変動に基づき、前記配管系へのガスの補充量を算出するように動作する請求項2に記載の医療用膨張収縮駆動装置。前記被駆動機器が収縮されている時間を算出する収縮時間算出手段と、前記収縮時間算出手段で算出された収縮時間が、所定時間以下の場合に、被駆動機器の膨張を1回以上連続して停止させ、収縮時間を所定時間以上とする膨張停止手段と、前記膨張停止手段で1回以上の膨張が停止された後に、次の膨張に切り換える直前のタイミングで、前記配管系の圧力を検出することが可能な圧力検出手段と、前記圧力検出手段で検出された圧力が、所定値となるように、前記ガスタンクを介して前記配管系にガスを補充するガス補充手段と、をさらに有する請求項2に記載の医療用膨張収縮駆動装置。前記被駆動機器が膨張されている時間を算出する膨張時間算出手段と、前記膨張時間算出手段で算出された膨張時間が、所定時間以下の場合に、前記被駆動機器の膨張を所定時間以上になる迄継続させる膨張継続手段と、前記膨張継続手段で所定時間以上の膨張が継続された後に、次の収縮に切り換える直前のタイミングで、前記配管系の圧力を検出することが可能な圧力検出手段と、前記圧力検出手段で検出された圧力が、所定値となるように、前記ガスタンクを介して前記配管系にガスを補充するガス補充手段と、をさらに有する請求項2に記載の医療用膨張収縮駆動装置。前記配管系の内部圧力を検出する圧力検出手段と、前記被駆動機器が収縮または膨張状態から膨張または収縮状態に切り換わる直前のタイミングで、前記圧力検出手段により、前記配管系の内部圧力の圧力変化の傾きを算出する圧力変化算出手段と、前記圧力変化算出手段で算出した圧力変化の傾きの絶対値が、所定の値よりも大きい場合には、前記配管系へのガス補充動作を停止するガス補充停止手段と、前記圧力変化算出手段で算出した圧力変化の傾きの絶対値が、所定の値と同等以下の場合には、前記被駆動機器の収縮または膨張状態から膨張または収縮状態に切り換える直前のタイミングで、前記圧力検出手段により検出された配管系の内部圧力が所定値となるように、前記ガスタンクを介して前記配管系にガスを補充するガス補充手段と、をさらに有する請求項2に記載の医療用膨張収縮駆動装置。1本発明の第1の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置は、被駆動機器の膨張および収縮を繰り返すように、被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、前記配管系とその内圧との圧力差に応じて、該配管系内のガスの一部を吸入し、または該配管系にその内部のガスの一部を排出するガスタンクと、前記ガスタンクと前記配管系との間の連通を選択的に開閉する弁手段と、前記弁手段を、前記圧力発生手段により陽圧または陰圧の印加から陰圧または陽圧の印加へ切り換えた時点から所定時間の経過後に開き、次の切り換えの前に閉じるように制御する制御手段と、を備えて構成される。本発明において、被駆動機器としては、たとえばIABP用バルーンカテーテルを好ましく例示することができる。また、前記圧力発生手段としては、特に限定されないが、陽圧と陰圧を交互に発生する一次側圧力発生手段と、前記一次側圧力発生手段で発生された陽圧と陰圧とが一次配管系を通して交互に導入される第1室と、この第1室と気密隔離され、第1室の圧力の少なくとも一部が伝達される第2室とが形成された圧力伝達隔離手段からなる二次側圧力発生手段とを有することが好ましい。圧力発生手段による陽圧または陰圧の印加に伴う配管系内圧力の変化は、配管系に陽圧が印加された場合には、配管系内の圧力が上昇し、該配管系内圧力はプラトー圧被駆動機器が膨らみきったときの圧力よりもオーバーシュートした後、プラトー圧まで減少して、次の切り換え陰圧への切り換えまで略一定の状態となる。その後、陰圧への切り換えにより、配管系内の圧力が下降し、該配管系内圧力は基準圧被駆動機器が縮みきったときの圧力よりもオーバーシュートした後、基準圧まで上昇して、次の切り換え陽圧への切り換えまで略一定の状態となり、これらを順次繰り返す。本発明においては、陽圧に切り換えられた時点から所定時間の経過後に弁手段が開き、このときの配管系内圧力は陽圧が印加されているので、該配管系内のガスの一部がガスタンクとの圧力差にしたがってガスタンク内に吸入される。一方、陰圧に切り換えられた時点から所定時間の経過後に弁手段が開き、このときの配管系内圧力は陰圧が印加されているので、該ガスタンク内のガスの一部が配管系との圧力差にしたがって配管系に排出される。陽圧印加時の当該所定時間および陰圧印加時の当該所定時間を最適化するたとえば、被駆動機器が膨らみきった時点または縮みきった時点とすることにより、プラトー圧と基準圧との差を小さくすることができ、したがって、膨張時には基準圧からプラトー圧への到達時間を短くすることができるとともに、収縮時にはプラトー圧から基準圧への到達時間を短くすることができ、被駆動機器の膨張および収縮に係る応答性を向上することができる。2本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置は、被駆動機器の膨張および収縮を繰り返すように、被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、前記配管系とその内圧との圧力差に応じて、該配管系内のガスの一部を吸入し、または該配管系にその内部のガスの一部を排出するガスタンクと、前記ガスタンクと前記配管系との間の連通を選択的に開閉する弁手段と、前記配管系に前記ガスタンクを介してガスを補充するガス補充手段と、前記配管系内のガスを前記ガスタンクを介して排出するガス排出手段と、前記弁手段を、前記圧力発生手段により陽圧または陰圧の印加から陰圧または陽圧の印加へ切り換えた後に開き、次の切り換えの前に閉じるように制御するとともに、前記弁手段を閉じている状態で、前記ガス排出手段を制御して前記ガスタンク内のガスの少なくとも一部を排出し、前記ガス補充手段を制御して該ガスタンクにガスを補充する制御手段と、を備えて構成される。本発明において、被駆動機器としては、たとえばIABP用バルーンカテーテルを好ましく例示することができる。また、前記圧力発生手段としては、特に限定されないが、陽圧と陰圧を交互に発生する一次側圧力発生手段と、前記一次側圧力発生手段で発生された陽圧と陰圧とが一次配管系を通して交互に導入される第1室と、この第1室と気密隔離され、第1室の圧力の少なくとも一部が伝達される第2室とが形成された圧力伝達隔離手段からなる二次側圧力発生手段とを有することが好ましい。本発明によると、配管系内のガスを全体的に交換する必要が生じた場合には、弁手段を閉じている状態でガスタンクからのガスの排出とガスタンクへのガスの補充を行うことにより、配管系内のガスの一部を交換半パージすることができ、これを繰り返すことにより、配管系内のガスを全体的に交換全パージすることが可能となる。したがって、配管系内のガス交換を、被駆動機器の膨張および収縮を停止することなく行うことができるようになり、治療中の患者に対する負担を軽減することができる。また、必要に応じて配管系内のガスの一部を排出し、または新たなガスを補充することができるので、配管系内のガス濃度を一定に保つことができ、したがって、被駆動機器の膨張および収縮速度を一定に保つことができる。3本発明の第3の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置は、本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置において、前記配管系の内部圧力を検出する配管系圧力検出手段をさらに備え、前記ガス補充手段が、前記ガスタンクに補充する前記ガスが封入された一次ガスタンクと、前記一次ガスタンクの出力側に接続された開閉可能な第1弁手段と、前記第1弁手段の開閉により前記一次ガスタンクの出力側に連通される二次ガスタンクと、前記二次ガスタンク内の圧力を検出するタンク圧力検出手段と、前記二次ガスタンクの出力側に接続され、前記ガスタンクの内部への前記二次ガスタンクからのガスの補充を弁開閉により制御する第2弁手段とを有し、前記制御手段が、前記被駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り換えるタイミングで前記配管系圧力検出手段により検出された圧力が所定値以下となった場合に、前記第1弁手段を閉状態として、第2弁手段を開状態とし、前記二次ガスタンクから前記ガスタンクへのガスの補充を行い、当該ガスの補充の前後において前記タンク圧力検出手段により検出された前記二次ガスタンク内の圧力の変動に基づき、前記配管系へのガスの補充量を算出するように動作するようにして構成される。本発明において、前記配管系圧力検出手段により、前記被駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り換えるタイミングで、前記配管系の圧力を検出し、この検出された圧力が所定値以下か否かを前記制御手段が判断することが好ましい。本発明に係る医療用膨張収縮駆動装置を用いて、被駆動機器側配管系内へのガス補充量を算出するには、次のようにして行う。配管系圧力検出手段により検出された圧力が所定値以下となった場合に、第1弁手段を閉状態として、第2弁手段を開状態とする。これにより、二次ガスタンクからガスタンクへのガスの補充を行うことができる。そのガス補充の前後において、タンク圧力検出手段によりタンク内圧力を検出する。その間、第1弁手段により、二次ガスタンクは一次ガスタンクとは遮断されているので、そのガス補充前後の圧力差P1-P2と、二次ガスタンクの容積Vとから、二次タンクから配管系へ移動したガス補充量が求められる。その補充量は、P1-P2×Vに比例する。このようにして求められたガス補充量を、経時的に記録する。記録手段は、半導体メモリ、磁気ディスク、光記録媒体、あるいはその他の記録媒体などに記録し、必要に応じて画面あるいは紙に出力可能にしておくことが好ましい。そして、この記録されたガス補充量の経時変化を観察し、ガス補充の間隔が縮まり、かつ、算出ガス補充量が増え始めたときに、ガスの異常漏れが発生していると判断し、早めに警報を出すことができる。ガス補充量が増え始めたか否かは、記録手段に記録されたガス補充量の経時変化を、中央情報処理装置CPUなどが適宜読み取り、判断すれば自動的に警報を出すことができる。本発明では、患者側の要因や、機械的ばらつきによらず、被駆動機器側配管系へのガス補充量を正確に把握することが可能になり、被駆動機器あるいは配管系に生じたピンホールなどによる異常な漏れと、正常時の漏れとを明確に区別することができ、異常時に早めに警告を出すことができる。4本発明の第4の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置は、本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置において、前記被駆動機器が収縮されている時間を算出する収縮時間算出手段と、前記収縮時間算出手段で算出された収縮時間が、所定時間以下の場合に、被駆動機器の膨張を1回以上連続して停止させ、収縮時間を所定時間以上とする膨張停止手段と、前記膨張停止手段で1回以上の膨張が停止された後に、次の膨張に切り換える直前のタイミングで、前記配管系の圧力を検出することが可能な圧力検出手段とをさらに有し、前記制御手段が、前記圧力検出手段で検出された圧力が所定値となるように前記ガス補充手段を制御して、前記ガスタンクを介して前記配管系にガスを補充するようにして構成される。前記収縮または膨張時間算出手段により、被駆動機器が収縮または膨張されている時間を算出するには、たとえば圧力発生手段による陽圧と陰圧との切り換えのタイミング時間を監視することにより算出することができる。被駆動機器の膨張収縮の切り換えは、患者の血圧変動あるいは心臓の鼓動などに同期して行うので、患者の血圧変動あるいは心臓の鼓動などを検出する手段からの出力信号に基づき、被駆動機器が収縮膨張されている時間を算出しても良い。なお、本発明において、収縮または膨張時間算出手段とは、被駆動機器が収縮および/または膨張する時間を算出するための手段である。また、本発明において、収縮または膨張時間とは、被駆動機器の収縮および/または膨張の期間を意味する。本発明の第4の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置では、収縮または膨張時間算出手段で算出された被駆動機器の収縮または膨張期間が所定時間よりも短い場合には、膨張または収縮停止手段により、1拍または数拍程度、被駆動機器の膨張または収縮駆動を停止する。その場合の基準となる所定時間は、特に限定されないが、好ましくは100~500ミリ秒、さらに好ましくは150~300ミリ秒である。このような所定時間以下の期間で、被駆動機器が膨張または収縮を繰り返す場合には、被駆動機器が収縮状態から膨張状態または膨張状態から収縮状態に切り換わる直前のタイミングで配管系内の圧力を検出しても、安定した収縮状態または膨張状態の圧力を検出することができない。被駆動機器の通常動作時の安定した収縮状態の圧力よりも低い圧力または、安定した膨張状態の圧力よりも高い圧力を検出してしまう。そこで本発明では、このような場合には、被駆動機器の膨張または収縮駆動を一時的に停止する。そのため、次の膨張または収縮に切り換える直前のタイミングでは、被駆動機器に連通された配管系の内部圧力は、被駆動機器が収縮状態または膨張状態で安定する圧力となる。本発明では、この圧力を、圧力検出手段により検出する。次に、この検出した圧力に基づき、ガス圧が正常か否かを判断する。その検出圧力が所定のしきい値たとえば収縮状態では0mmHg:ゲージ圧、膨張状態では120mmHg:ゲージ圧よりも低い場合には、配管系内のガスが真に不足していると考えられるので、その場合には、ガスタンクを介して配管系内にガスを補充する。ガスを補充するための方法は、特に限定されず、短時間に数回補充しても良いし、あるいは一定量を一度に補充しても良い。このように、本発明の第4の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置では、被駆動機器の膨張収縮の間隔が短い場合でも、被駆動機器を含む配管系の内部に適切な量のガスを補充することができる。その結果、本発明では、患者の心拍数が多い場合でも、配管系内へのガスの入れ過ぎによる種々の問題点を解消することができる。また、その際に、本発明では、一拍または数拍程度に、被駆動機器の膨張または収縮を停止するが、特に、患者の心臓への負担を軽くさせるためには、収縮状態を保つ方法の方が膨張状態を保つ方法より望ましい。しかし、短時間であるので、被駆動機器による治療には影響は、ほとんどない。また、定期的に配管系全体のガスを置換全パージする駆動装置に比較して、本発明では、ガスの消費量が少なく経済的である。5本発明の第5の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置は、本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置において、前記被駆動機器が膨張されている時間を算出する膨張時間算出手段と、前記膨張時間算出手段で算出された膨張時間が、所定時間以下の場合に、前記被駆動機器の膨張を所定時間以上になる迄継続させる膨張継続手段と、前記膨張継続手段で所定時間以上の膨張が継続された後に、次の収縮に切り換える直前のタイミングで、前記配管系の圧力を検出することが可能な圧力検出手段とをさらに有し、前記制御手段が、前記圧力検出手段で検出された圧力が所定値となるように前記ガス補充手段を制御して、前記配管系にガスを補充するようにして構成される。前記圧力変化算出手段で圧力変化の傾きを算出するには、圧力検出手段により検出した圧力の時間微分をメモリなどに記憶しておき、その記憶されたデータに基づき算出することができる。本発明の第5の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置では、圧力変化算出手段で算出した圧力変化の傾きが、所定の値よりも大きい場合には、ガス補充停止手段により、配管系へのガス補充動作を、所定拍動数の期間、停止する。圧力変化算出手段で算出した圧力変化の傾きが、所定の値よりも大きい場合とは、たとえば被駆動機器の膨張収縮のサイクルが短く、配管系内の圧力が安定する前に、収縮または膨張から膨張または収縮に切り換える場合と考えられる。そのような場合に、通常のガス補充動作を行っても、正確に収縮状態または膨張状態の安定した圧力を検出できないことから、配管系内にガスを入れすぎるおそれがある。そこで、本発明では、このような場合には、ガス補充停止手段により、配管系へのガス補充動作を、停止する。その後、圧力変化の傾きが、所定の値と同等以下となった場合に、前記被駆動機器の収縮状態または膨張状態から膨張状態または収縮状態に切り換える直前のタイミングで、前記圧力検出手段により配管系の圧力を検出する。圧力変化の傾きが、所定の値と同等以下となった場合には、被駆動機器の膨張収縮の間隔が正常時に近い状態と考えられ、被駆動機器の収縮状態の安定した圧力を検出することができる。したがって、本発明では、この検出した圧力に基づき、ガス圧が正常か否かを判断する。その検出圧力が所定のしきい値たとえば0mmHg:ゲージ圧よりも低い場合には、配管系内のガスが真に不足していると考えられるので、その場合には、配管系内にガスを補充する。ガスを補充するための方法は、特に限定されず、短時間に数回補充しても良いし、あるいは一定量を一度に補充しても良い。このように、本発明の第5の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置では、圧力変化算出手段で算出した圧力変化の傾きが、所定の値と同等以下の場合で、安定している場合に、配管系内の圧力を検出し、その圧力に基づき、ガス補充動作を行う。また、本法の優れた点は、カテーテル間のバラツキや、体内でのカテーテル部分のネジレや曲がりによる駆動ガスの出入りが通常よりも遅れる場合にも、本方法を用いることができる点である。従来技術では、このような状態では駆動ガスを入れ過ぎる可能性が大きい。したがって、本発明では、被駆動機器を含む配管系の内部に適切な量のガスを補充することができる。その結果、本発明では、患者の心拍が早くなった場合でも、配管系内へのガスの入れ過ぎはなくなり、これによる種々の問題点を解消することができる。また、その際に、本発明では、被駆動機器の膨張収縮は基本的に停止しないので、被駆動機器による治療には影響がない。また、定期的に配管系全体のガスを置換する駆動装置に比較して、本発明では、ガスの消費量が少なく経済的である。なお、本発明において、切り換える直前のタイミングとは、切り換え時を0とすると、0を含み0に近い時点0~数十ミリ秒前のいずれかの時点の意味で用い、圧力を切り換えるための電気信号に、機械系の応答遅れ時間通常数ミリ秒~数十ミリ秒を考慮すると、電気信号の切り換え前50ミリ秒から切り換え後50ミリ秒以内のいずれかの時点である。6本発明の第6の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置は、本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置において、前記配管系の内部圧力を検出する圧力検出手段と、前記被駆動機器が収縮または膨張状態から膨張または収縮状態に切り換わる直前のタイミングで、前記圧力検出手段により、前記配管系の内部圧力の圧力変化の傾きを算出する圧力変化算出手段と、前記圧力変化算出手段で算出した圧力変化の傾きの絶対値が、所定の値よりも大きい場合には、前記配管系へのガス補充動作を停止するガス補充停止手段とをさらに有し、前記制御手段が、前記圧力変化算出手段で算出した圧力変化の傾きの絶対値が所定の値と同等以下の場合には、前記被駆動機器の収縮または膨張状態から膨張または収縮状態に切り換える直前のタイミングで、前記圧力検出手段により検出された配管系の内部圧力が所定値となるように前記ガス補充手段を制御して、前記ガスタンクを介して前記配管系にガスを補充するようにして構成される。本発明の第6の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置では、第4、第5の観点に係る圧力検出手段による圧力検出を行い、それに基づき必要となれば行う膨張または収縮の1拍以上の停止をいつ行うかという問題がある。即ち、膨張または収縮の停止は、例え1拍にしろ行わないことが望ましく、また、収縮または膨張の期間が短い状況の患者に対して頻回に行えば、それだけ、補助の停止を頻発することになる。よって、特にガスの拡散による喪失分を補充するという観点からは、これらの確認のための検出は特に限定されないが、1分~数十分間隔程度、更に好ましくは、3~10分に1回程度、行えば十分である。もちろんこれ以外にも、急激な圧力変化の監視は、毎拍行うことが望ましい。また、このような十分長い3~10分間という期間のうちには、膨張または収縮が十分に長くとれるような心拍のゆらぎが含まれる場合が多い。よって、所定の期間にこのような十分長い収縮または膨張の期間または、圧力の傾きの絶対値が低い状態が得られた際には、その時の検出圧力を用いて、ガス補充の必要性を判断することが更に望ましい。本発明では、上記第4~第6の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置の機能を複数組み合わせて、医療用膨張収縮駆動装置を構成しても良い。また、上記第4~第6の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置において、収縮または膨張期間や圧力変化の傾きの絶対値が所定の条件を満たさず、次の膨張または収縮を1回以上停止させる動作を始める前に、ある所定期間拍動回数または時間、前記収縮または膨張期間や圧力変化の傾きの絶対値を観察し、所定の条件を満たす状態が一度でも出現すれば、その時の圧力検出手段で検出された圧力が所定値となるように、前記ガスタンクを介して前記配管系にガスを補充するガス補充手段をさらに有することもできる。また、本発明に係る医療用膨張収縮駆動装置の前述した機能は、駆動装置の動作中継続して動作しても良いが、所定期間毎に起動されるものでも良い。また、本発明において、配管系とは、チューブ、ホースなどの可撓性管に限らず、非可撓性管も含む意味で用い、これら管に接続してあるタンクなどの機器も含む意味で用いる。本発明の第1の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置によれば、被駆動機器の膨張および収縮時における応答性を向上、すなわち、バルーンを膨張させるために陽圧を印加してから被駆動機器が膨らみきるまでに要する時間、および被駆動機器を収縮させるために陰圧を印加してから被駆動機器が縮みきるまでに要する時間を短縮することができる。したがって、駆動装置からバルーンまでの配管の長さ駆動チューブ長を大きくすることができるので、取扱性を向上することができ、大きい容積の被駆動機器に対応することができ、さらにカテーテル径を細径化することができるようになる。本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置によれば、配管系内のガス濃度を一定に保つことができるとともに、配管系内のガスの全体的な交換を被駆動機器の駆動を停止することなく行うことができるようになる。本発明の第3の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置によれば、上述した本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置の効果に加えて、被駆動機器側配管系へのガス補充量を正確に把握することが可能になり、被駆動機器あるいは配管系に生じたピンホールなどによる異常な漏れと、正常時の漏れとを明確に区別することができ、異常時に早めに警告を出すことができる。本発明の第4~第6の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置によれば、上述した本発明の第2の観点に係る医療用膨張収縮駆動装置の効果に加えて、被駆動機器の膨張収縮の間隔が短い場合、あるいは不規則な場合でも、被駆動機器を含む配管系の内部にガスを過充填することはなくなる。また、配管系内のガスが足りなくなることもない。したがって、被駆動装置による良好な治療効果が期待できる。また、本発明では、被駆動装置の駆動を基本的には停止しない、または停止させても1拍~数拍なので、被駆動機器による治療には影響がない。また、定期的に配管系全体のガスを置換する駆動装置に比較して、本発明では、ガスの消費量が少なく経済的である。以下、本発明の実施形態に係る医療用膨張収縮駆動装置を、図面を参照して詳細に説明する。第1実施形態本実施形態に係る医療用膨張収縮駆動装置は、IABP用バルーンカテーテルのバルーンを膨張および収縮させるために用いられる。本実施形態に係る医療用膨張収縮駆動装置について説明するに先立ち、まずIABP用バルーンカテーテル20について、図1を参照して説明する。図1に示すように、IABP用バルーンカテーテル20は、心臓の拍動に合わせて拡張膨張および収縮するバルーン22を有する。バルーン22は、膜厚約50~150μm程度の筒状のバルーン膜で構成される。本実施形態では、拡張状態のバルーン膜の形状は円筒形状であるが、これに限定されず、多角筒形状であっても良い。IABP用バルーン22は耐屈曲疲労特性に優れた材質で構成される。バルーン22の外径および長さは、心機能の補助効果に大きく影響するバルーン22の内容積と、動脈血管の内径などに応じて決定される。バルーン22は、通常、その内容積が30~50ccであり、外径が拡張時14~16mmであり、長さが210~270mmである。このバルーン22の遠位端は、短チューブ25を介してまたは直接に内管30の遠位端外周に熱融着または接着などの手段で取り付けてある。バルーン22の近位端には、金属チューブ27などの造影マーカーを介してまたは直接に、カテーテル管24の遠位端に接合してある。このカテーテル管24の内部に形成された第1のルーメンを通じて、バルーン22内に、圧力流体が導入または導出され、バルーン22が拡張または収縮するようになっている。バルーン22とカテーテル管24との接合は熱融着あるいは紫外線硬化樹脂などの接着剤による接着により行われる。内管30の遠位端はカテーテル管24の遠位端より遠方へ突き出ている。内管30はバルーン22およびカテーテル管24の内部を軸方向に挿通されている。内管30の近位端は分岐部26の第2ポート32に連通するようになっている。内管30の内部には、バルーン22の内部およびカテーテル管24内に形成された第1のルーメンとは連通しない第2のルーメンが形成してある。内管30は、遠位端の開口端23で取り入れた血圧を分岐部26の第2ポート32へ送り、そこから血圧変動の測定を行うようになっている。バルーンカテーテル20を動脈内に挿入する際に、バルーン22内に位置する内管30の第2ルーメンはバルーン22を都合良く動脈内に差し込むためのガイドワイヤー挿通管腔としても用いられる。バルーンカテーテルを血管などの体腔内に差し込む際には、バルーン22は内管30の外周に折り畳んで巻回される。内管30は、たとえばカテーテル管24と同様な材質で構成される。内管30の内径は、ガイドワイヤーを挿通できる径であれば特に限定されず、たとえば0.15~1.5mm、好ましくは0.5~1mmである。この内管30の肉厚は、0.1~0.4mmが好ましい。内管30の全長は、血管内に挿入されるバルーンカテーテル20の軸方向長さなどに応じて決定され、特に限定されないが、たとえば500~1200mm、好ましくは700~1000mm程度である。カテーテル管24は、ある程度の可撓性を有する材質で構成されることが好ましい。カテーテル管24の内径は、好ましくは1.5~4.0mmであり、カテーテル管24の肉厚は、好ましくは0.05~0.4mmである。カテーテル管24の長さは、好ましくは300~800mm程度である。カテーテル管24の近位端には患者の体外に設置される分岐部26が連結してある。分岐部26はカテーテル管24と別体に成形され、熱融着あるいは接着などの手段で固着される。分岐部26にはカテーテル管24内の第1のルーメンおよびバルーン22内に圧力流体を導入または導出するための第1ポート28と、内管30の第2ルーメン内に連通する第2ポート32とが形成してある。第1ポート28は、たとえば図2に示すポンプ装置9に接続され、このポンプ装置9により流体圧がバルーン22内に導入または導出されるようになっている。導入される流体は特に限定されないが、ポンプ装置9の駆動に応じて素早くバルーン22が拡張または収縮するように、粘性および質量の小さいヘリウムガスなどが用いられる。ポンプ装置9の詳細については、図3を参照にして後述する。第2ポート32は図2に示す血圧変動測定装置29に接続され、バルーン22の遠位端の開口端23から取り入れた動脈内の血圧の変動を測定可能になっている。この血圧測定装置29で測定した血圧の変動に基づき、図2に示す心臓1の拍動に応じてポンプ装置9を制御し、0.4~1秒の短周期でバルーン22を拡張および収縮させるようになっている。IABP用バルーンカテーテル20では、前述したように、バルーン22内に導入および導出する流体として、より高速にバルーンの膨張および収縮を行わせるために、粘性および質量の小さいヘリウムガスなどが用いられる。このヘリウムガスの陽圧および陰圧を直接ポンプやコンプレッサなどで作り出すことは、シール部分からの漏れ等によりヘリウムガスが失われることを考えると経済的でないことから、図3に示すような構造を採用している。すなわち、バルーン22内に連通する二次配管系18と、一次側圧力発生手段としてのポンプ4a,4bに連通する一次配管系17とを、圧力伝達隔壁装置40により分離している。圧力伝達隔壁装置40は、たとえば図4に示すように、ダイヤフラム52およびプレート50により気密に仕切られた第1室46と第2室48とを有する。第1室46は、ポート42を通じて図3に示す一次配管系17に連通している。第2室48は、ポート44を通じて二次配管系18に連通している。第1室46と第2室48とは、流体の連通は遮断されているが、第1室46の圧力変化容積変化が、ダイヤフラム52の変位により、第2室48の圧力変化容積変化として伝達するようになっている。このような構造を採用することにより、一次配管系17と二次配管系18とを連通させることなく、一次配管系17の圧力変動を二次配管系18に伝達することができる。また、二次配管系18に封入されるガスの容量化学当量を一定に制御し易い。本実施形態では、一次配管系17の内部流体を空気とし、二次配管系18の内部流体をヘリウムガスとしている。二次配管系18の内部流体をヘリウムガスとしたのは、粘性および質量が小さいガスを用いることで、バルーン22の膨張収縮の応答性を高めるためである。図3に示すように、一次配管系17には、一次側圧力発生手段として、二つのポンプ4a,4bが配置してある。一方の第1ポンプ4aは、陽圧発生用ポンプコンプレッサとも言う;以下同様であり、他方の第2ポンプ4bは、陰圧発生用ポンプである。第1ポンプ4aの陽圧出力口には、減圧弁7を介して、陽圧タンクとしての第1圧力タンク2が接続してある。また、第2ポンプ4bの陰圧出力口には、絞り弁8を介して陰圧タンク真空タンクとしての第2圧力タンク3が接続してある。第1圧力タンク2および第2圧力タンク3には、それぞれの内部圧力を検出する圧力検出手段としての圧力センサ5,6が装着してある。各圧力タンク2,3には、それぞれ電磁弁陽圧バルブ11および電磁弁陰圧バルブ12の入力端に接続してある。これら電磁弁11,12の開閉は、制御手段10により制御され、たとえば患者の心臓の拍動に対応して制御される。これら電磁弁11,12の出力端は、二次側圧力発生手段としての圧力伝達隔壁装置40の入力ポート42図4参照に接続してある。図4に示す圧力伝達隔壁装置40の出力ポート44が図3に示す二次配管系18に接続してある。二次配管系18は、バルーン22の内部に連通しており、ヘリウムガスが封入された密閉系となっている。この二次配管系18は、ホースまたはチューブなどで構成される。この二次配管系18には、その内部圧力を検出する配管系圧力検出手段としての圧力センサ15が装着してある。この圧力センサ15の出力は、制御手段10へ入力するようになっている。また、この二次配管系18には、図示省略してあるが、電磁弁を介して、排気用ポンプが接続してある。電磁弁および排気用ポンプは、バルーンカテーテルの使用前に、二次配管系18の内部を、ヘリウムガスに置換するために、配管系18内を真空引きするためのものであり、通常使用状態では、電磁弁は閉じられ、排気用ポンプは駆動しない。さらに、この二次配管系18には、電磁弁19が装着してあり、二次配管系18のガス圧が所定値以上に上昇した場合には、この電磁弁19が所定時間開き、内部のガスを逃がすように構成してある。この制御は、制御手段10が行う。さらにまた、この二次配管系18には、二次配管系18内部に常時ガスの化学当量が一定に保たれるように所定量のヘリウムガスを補充するための補充装置60が補助装置70を介して接続してある。補充装置60は、一次ガスタンクとしての一次ヘリウムガスタンク61を有する。ヘリウムガスタンク61の出力側には、減圧弁62を介して、第1弁手段としての第1電磁弁63が接続してある。この第1電磁弁63の開閉は、制御手段10により制御される。この第1電磁弁63の出力側には、二次ガスタンクとしての二次ヘリウムガスタンクが接続してあり、この電磁弁63の開閉により、一次ヘリウムガスタンク61の出力側に二次ヘリウムガスタンク64が連通するようになっている。二次ヘリウムガスタンク64には、タンク圧力検出手段としての圧力センサ65が装着してあり、タンク64内の圧力を検出し、タンク64内の圧力が略一定に保たれるように制御される。たとえばタンク64内の圧力は、100mmHg以下程度に制御される。圧力センサ65により検出された圧力は制御手段10へ入力されるようになっている。二次ヘリウムタンク64には、第2弁手段としての第2電磁弁68が接続してある。電磁弁68は、制御手段10により制御される。また、図示省略してあるが、その電磁弁68と並列に初期充填用電磁弁が接続してある。初期充填用電磁弁は、負圧にされた二次配管系18内に最初にヘリウムガスを充填する際に用いられる。通常使用状態では、この電磁弁は作動しない。ポンプ4aを駆動することにより、第1圧力タンク2内の圧力PT1が例えば約300mmHgゲージ圧に設定され、ポンプ4bを駆動することにより、第2圧力タンク3内の圧力PT2が例えば約-150mmHgゲージ圧に設定される。そして、図3に示す圧力伝達隔壁装置40の入力端に加わる圧力を、電磁弁11,12を交互に駆動することで、第1圧力タンク2および第2圧力タンク3の圧力に切り換える。この切り換えのタイミングは、患者の心臓の拍動に合わせて行われるように、制御手段10によって制御される。本実施形態においては、補充装置60は、補助装置70を介して二次配管系18に接続されている。補助装置70は、図5に示すように、補助タンクガスタンク71および補助バルブ弁手段72を備えている。補助タンク71は、二次配管系18とその内圧との圧力差に応じて、二次配管系18内のヘリウムガスの一部を吸入し、または二次配管系18にその内部のヘリウムガスの一部を排出するヘリウムガスタンク三次ヘリウムタンクであり、補助バルブ72を介して二次配管系18に接続されている。補助バルブ72は、補助タンク71と二次配管系18との間の連通を選択的に開閉する電磁弁であり、制御手段10により所定のタイミングでその開閉動作が制御されるようになっている。補助タンク71には、補充装置60の第2電磁弁68を介して第2ヘリウムタンク64が接続されているとともに、パージバルブ73を介して真空タンク74が接続されている。パージバルブ73は、補助タンク71と真空タンク74との間の連通を選択的に開閉する電磁弁であり、制御手段10によりその開閉動作が制御されるようになっている。なお、真空タンク74を設けずに、パージバルブ73を図3に示す第2圧力タンク3に接続するようにしてもよい。制御手段10は、電磁弁陽圧バルブ11を開いて圧力伝達隔壁装置40により二次配管系18内に陽圧の印加を開始した時点陰圧から陽圧に切り換えた時点から所定時間たとえば、150msecの経過後に当該電磁弁11を閉じるとともに、二次配管系18内に陽圧の印加を開始した時点陰圧から陽圧に切り換えた時点から所定時間たとえば、160msecの経過後すなわち、電磁弁11を閉じてから10msec後に補助バルブ72を開き、次の切り換え陽圧から陰圧への切り換えの前たとえば、次の切り換えの10msec前に補助バルブ72を閉じるように制御する。図6に示すように、電磁弁11が開かれて二次配管系18に陽圧が印加された状態で補助バルブ72が開かれると、二次配管系18内のヘリウムガスの一部が、二次配管系18と補助タンク71との圧力差に応じて、図中に矢印で示すように、補助タンク71内に吸引され、これにより、二次配管系18内の圧力プラトー圧は、補助タンク71によるヘリウムガスの吸引量だけ低下する。同様に、制御手段10は、電磁弁陰圧バルブ12を開いて圧力伝達隔壁装置40により二次配管系18内に陰圧の印加を開始した時点陽圧から陰圧に切り換えた時点から所定時間たとえば、150msecの経過後に当該電磁弁12を閉じるとともに、二次配管系18内に陰圧の印加を開始した時点陽圧から陰圧に切り換えた時点から所定時間たとえば、160msecの経過後すなわち、電磁弁12を閉じてから10msec後に補助バルブ72を開き、次の切り換え陰圧から陽圧への切り換えの前たとえば、次の切り換えの10msec前に補助バルブ72を閉じるように制御する。図7に示すように、電磁弁12が開かれて二次配管系18に陰圧が印加された状態で補助バルブ72が開かれると、補助タンク71内のヘリウムガスの一部または全部が、二次配管系18内と補助タンク71との圧力差に応じて、図中に矢印で示すように、二次配管系18内に排出され、これにより、二次配管系18内の圧力基準圧は、補助タンク71によるヘリウムガスの排出量だけ上昇する。補助バルブ72を開くタイミング陽圧または陰圧から陰圧または陽圧への切り換えの時点からの所定時間は、バルーン22の膨らみまたは縮みの状態との関係で最適な時間を選定することができ、たとえば、バルーン22が膨らみきった時点または縮みきった時点となるように設定することができる。この所定時間膨らみきった時点または縮みきった時点は、たとえば水モック試験機たとえば、背圧を70mmHg、ゲージ圧を用いて実験的にバルーン22に陽圧または陰圧を印加してその容積変化を実測することにより求めることができる。図8は補助バルブ72を常に閉じて補助装置70を動作させない状態における二次配管系18内の圧力変化を示すグラフであり、図9は補助バルブ72を上述したように適宜に開閉制御して補助装置70を動作させた状態における二次配管系18内の圧力変化を示すグラフである。図8および図9において、横軸は時間、縦軸は圧力または容積を示し、符号Aで示す線は二次配管系18内の圧力変化を、符号Bで示す線はバルーン22の容積変化を示している。補助装置70を動作させない場合には、図8において、二次配管系18に陽圧が印加されると、二次配管系18内の圧力が上昇し、二次配管系18内の圧力はプラトー圧バルーン22が膨らみきったときの圧力P4’よりもオーバーシュートした後、プラトー圧P4’まで減少して、次の切り換え陰圧への切り換えまで略一定の状態となり、陰圧への切り換えにより、二次配管系18内の圧力が下降し、二次配管系18内の圧力は基準圧バルーン22が縮みきったときの圧力P3’よりもオーバーシュートした後、基準圧P3’まで上昇して、次の切り換え陽圧への切り換えの時点まで略一定の状態となり、これらを順次繰り返すことになる。その結果、同図に符号Aで示すような容積変化が生じ、心臓の鼓動に合わせたバルーン22の膨張および収縮が可能になり、心臓の補助治療を行うことができる。補助装置70を動作させる場合には、図9において、二次配管系18に陽圧が印加されると、二次配管系18内の圧力が上昇し、オーバーシュートした後に減少に転じ、バルーン22が膨らみきった時点で、補助バルブ72が開かれることによって二次配管系18内の圧力は低下してプラトー圧バルーン22が膨らみきったときの圧力P4まで減少して、次の切り換え陰圧への切り換えまで略一定の状態となり、陰圧への切り換えにより、二次配管系18内の圧力が下降し、オーバーシュートした後に上昇に転じ、バルーン22が縮みきった時点で、補助バルブ72が開かれることによって二次配管系18内の圧力は上昇して基準圧バルーン22が縮みきったときの圧力P3まで上昇して、次の切り換え陽圧への切り換えまで略一定の状態となり、これらを順次繰り返すことになる。その結果、同図に符号Aで示すような容積変化が生じ、心臓の鼓動に合わせたバルーン22の膨張および収縮が可能になり、心臓の補助治療を行うことができる。図8と図9との比較から明らかなように、プラトー圧はP4’からP4へと減少しており、基準圧はP3’からP3へと上昇しており、補助装置70を動作させることによって、プラトー圧と基準圧との差を小さくすることができる。これにより、膨張時には基準圧からプラトー圧への到達時間を短くすることができ、一方、収縮時にはプラトー圧から基準圧への到達時間を短くすることができ、したがって、応答性を向上することができる。次に、二次配管系18内にヘリウムガスを補充し、または二次配管系18内のヘリウムガスを新たなヘリウムガスに置換交換する場合における補充装置60の動作制御について図10に示すフローチャートにしたがって説明する。この制御は、制御手段10によって行われる。まずステップS1では、図3に示す圧力センサ15からの二次配管系18内の圧力を検出する。その際に、本実施形態では、図9におけるバルーンの収縮状態から膨張状態に切り換えるタイミングt3で、図3に示す圧力センサ15による検出圧力を検出し、その検出圧力基準圧P3が、所定値Pm1以下であるかを判断する。そうでない場合には、ステップS1を繰り返す。所定値Pm1とは、たとえば0mmHgである。検出圧力P3図9が、所定値Pm1以下である場合とは、二次配管系18内のヘリウムガスの量が少なくなった場合であり、その場合には、ステップS2以下に進み、ガスの補充を行う。なお、本実施形態において、図9に示すプラトー圧P4バルーン膨張時の圧力を基準圧とすることなく、バルーンが収縮状態での圧力P3を基準圧力として用いたのは、以下の理由による。図9に示すタイミングt4で、バルーン側圧力を検出し、この圧力を一定に保つように、バルーン側配管内のガス補充を行うようにした場合には、バルーンの繰り返し疲労や、不用意な加圧間違った圧力の適用、患者の血管の屈曲や、患者血管内の突起物への挿入時の引っかかりなどの不慮の事態で発生するバルーン容量の変動に気づかずに、バルーン側配管へ、駆動ガスとしてのヘリウムガスを不足分充填し、使用し続ける危険性が内在している。当然、このような変形したバルーンの期待寿命は、本来の場合よりも短くなるため、患者にとっては好ましくない。さらに、患者回復に伴う血圧上昇によって、バルーンの内圧が設定上限値を越えれば、最悪、バルーンからヘリウムガスを抜いてしまうように制御され、バルーンが膨らまなくなるおそれもある。これに対し、本実施形態では、図9に示すように、バルーン22が萎んだ縮んだ状態で、このバルーン22に接続される閉鎖配管系18に一定容量一定モル数:化学当量比のガスを入れる。その後、バルーン22などからの透過により減少するガスの低減を、必ず、バルーン22が萎んだ状態で監視する。このため本実施形態では、外力により変形し得るバルーン22部分のガス圧への影響を排除し、任意の駆動配管系18チューブやホースを含むとバルーンの容量に応じたガスの化学当量が一定に保たれるようにすることが可能となる。このように制御すれば、プラトー圧バルーンが膨らんだ状態での圧力P4をも観測することにより、バルーン22が曲折されているなどの不測の事態によりバルーン22の容積が変化したことを検出することができる。たとえば、プラトー圧P4が、通常よりも高くなった場合には、バルーン22が曲折されているなどの判断ができる。また、プラトー圧P4が、通常よりも小さくなった場合には、ガスが透過以外の不測の事態で漏れていると判断することができる。また、本実施形態では、患者血圧がプラトー圧P4より高くなった場合、バルーン22の容積はほぼ一定に保たれ、プラトー圧P4は血圧とほぼ同じ値で推移する。次に、図10に示すステップS2以降について説明する。ステップS1にて、ガスの補充が必要と判断された場合には、本実施形態では、ステップS2において、図3に示す第1電磁弁63を閉じる。その結果、一次ヘリウムガスタンク61と二次ヘリウムガスタンク64との連通が遮断される。次に、ステップS3では、図3に示すタンク圧力センサ65の圧力P1を読み込む。次に、ステップS4にて、補助バルブ72が閉じられている状態において、第2電磁弁68をtミリ秒間n回開けて、補助タンク71内へガスタンク64からヘリウムガスを補充する。tミリ秒とは、特に限定されないが、たとえば8ミリ秒である。また、n回とは、特に限定されないが、1~10回である。補助タンク71内に補充されたヘリウムガスは、次の補助動作補助バルブ72の開放によって二次配管系18内に補充されることになる。次に、ステップS5では、圧力センサ15により図9に示すタイミングt3で圧力P3を読み取り、この圧力P3が所定値Pm2以上となったかを判断する。このPm2は、たとえば10mmHgである。この圧力P3が所定値Pm2以上となるように、ステップS4を繰り返し、ガスを補充する。ステップS5において、検出圧力P3が所定値Pm2以上となった場合には、ガスの補充が十分であると判断できるので、ガスの補充を完了し、次にステップS6では、圧力センサ65による検出圧力P2を読み取る。この圧力センサ65により検出した圧力P1は、ガス補充前の二次ヘリウムタンク64内の圧力であり、検出圧力P2は、ガス補充完了後の二次ヘリウムタンク64内の圧力である。しかも、一次ヘリウムガスタンク61からの二次ヘリウムガスタンク64内への連通は電磁弁63により遮断されている。そのため、この圧力差P1-P2と二次ヘリウムガスタンク64の容積V予め測定してあるとから、二次ヘリウムタンク64から二次配管系18補助タンク71へ移動したガス補充量が求められる。その補充量は、P1-P2×Vに比例する。次に、ステップS8では、このようにして求められたガス補充量を、経時的に記録する。記録手段は、半導体メモリ、磁気ディスク、光記録媒体、あるいはその他の記録媒体などに記録し、必要に応じて画面あるいは紙に出力可能にしておくことが好ましい。そして、この記録されたガス補充量の経時変化を観察し、図11に示すように、ガス補充の間隔が縮まり、かつガスの補充量が増え始めたときに、ガスの異常漏れが発生していると判断し、早めに警報を出すことができる。ガス補充が増え始めたか否かは、記録手段に記録されたガス補充量の経時変化を、中央情報処理装置CPUなどが適宜読み取り、判断すれば自動的に警報を出すことができる。また、二次配管系18内のヘリウムガスを全体的に交換全パージする必要が生じた場合には、制御手段10は次のような制御を行う。すなわち、補助バルブ72を閉じている状態で、パージバルブ73を開いて、補助タンク71内のヘリウムガスを真空タンク74に排出してパージバルブ73を閉じた後、第2電磁弁68を開いて補助タンク71内に新しいヘリウムガスを供給して第2電磁弁68を閉じる。補助タンク71内に供給されたヘリウムガスは、次の補助動作補助バルブ72の開放によって二次配管系18内に供給される。これにより、二次配管系18内のヘリウムガスの一部が新たなヘリウムガスに置換半パージされることになる。なお、このときにも補助動作は維持される。この動作を、適宜な回数繰り返すことによって、二次配管系18内のヘリウムガスを全体的に交換全パージすることができる。従来は、このようなガス交換全パージは、バルーン22の膨張および収縮を一時的に停止させた状態で行っていたが、バルーン22の膨張および収縮を停止することは好ましいことではない。これに対して、本実施形態では、このような制御を行うことにより、バルーン22の膨張および収縮を停止することなく、二次配管系18内のヘリウムガスの一部の置換半パージを複数回実施することにより、全体的に交換全パージすることができる。実施例1プラトー圧が120~130mmHgゲージ圧になるようにヘリウムガスを二次配管系18内に注入し、陽圧バルブ電磁弁11、陰圧バルブ電磁弁12、および補助バルブ72のそれぞれの開閉を、図12に示すように設定し、すなわち補助バルブ72を開くタイミングを陽圧バルブ11または陰圧バルブ12を閉じてから10msecに設定して、拡張時間収縮時間を実測したところ、212msecであった。同じ条件下において、補助装置70を動作させない補助バルブ72を常に閉じ状態とした場合には、拡張時間収縮時間は235msecであった。なお、補助タンク71の容量は65mL、カテーテル径は6Frフレンチ、1Fr≒0.33mm、駆動チューブ長は180cm、バルーン容積は35mLとした。この実験結果から明らかなように、補助装置70を動作させることによって、拡張時間収縮時間を約10低減することができ、応答性が向上していることが確認できた。実施例2実施例1と同様の条件で、補助バルブ72を開くタイミングを陽圧バルブ11または陰圧バルブ12を閉じてから30msecに設定して、拡張時間収縮時間を実測したところ、204msecであった。また、同様の条件で、補助バルブ72を開くタイミングを陽圧バルブ11または陰圧バルブ12を閉じてから60msecに設定して、拡張時間収縮時間を実測したところ、213msecであった。この結果から、補助バルブ72を開くタイミングは陽圧バルブ11または陰圧バルブ12を閉じてから30msec程度とすることが好ましいことがわかった。実施例3実施例1と同様の条件で、補助バルブ72を開くタイミングを陽圧バルブ11または陰圧バルブ12を閉じてから30msecに設定するとともに、駆動チューブ長を230cmに設定して、拡張時間収縮時間を実測したところ、213msecであった。駆動チューブ長が180cmの場合の拡張時間収縮時間は204msecであったので、本発明を適用することによって、駆動チューブ長を長くしても、十分に実用できることが確認できた。実施例4実施例3と同様の条件で、心拍数HR=100bpm、120bpm、140bpm、160bpm、180bpmに対応できるように駆動したころ、拡張時間収縮時間は、心拍数HR=100bpmでは210msec、心拍数HR=120bpmでは215msec、心拍数HR=140bpmでは221msec、心拍数HR=160bpmでは230msec、心拍数HR=180bpmでは239msecであった。この結果から、心拍数HR=180bpm以下の場合に十分な応答性を得ることができることが確認できた。第2実施形態次に、本発明の第2実施形態について説明する。本第2実施形態の医療用膨張収縮駆動装置は、上述した第1実施形態の医療用膨張収縮駆動装置と同様の構成であるので、その説明は省略する。本実施形態では、二次配管系18内を負圧にし、ヘリウムガス充填置換時に、圧力センサ15により系内の圧力をモニタリングし、バルーン22の容量により決定される圧力となるまでヘリウムガスを封入する。たとえば40ccの容量のバルーンカテーテル20を用いる場合には、その二次配管系18の充填時のガス圧を10±5mmHgゲージ圧とし、30ccの容量のバルーンカテーテル20を用いる場合には、その二次配管系18の充填時のガス圧を-30±5mmHgゲージ圧とする。本実施形態では、ポンプ4aを駆動することにより、第1圧力タンク2内の圧力PT1が約300mmHgゲージ圧に設定され、ポンプ4bを駆動することにより、第2圧力タンク3内の圧力PT2が約-150mmHgゲージ圧に設定される。そして、図3に示す圧力伝達隔壁装置40の入力端に加わる圧力を、電磁弁11,12を交互に駆動することで、第1圧力タンク2および第2圧力タンク3の圧力に切り換える。この切り換えのタイミングは、患者の心臓の拍動に合わせて行われるように、制御手段10が制御する。以下、バルーン収縮時に圧力検出を図13のP3の点で行う例について図15に示す動作で説明する。このルーチンは、特にガスを補充するかどうかの判断部分についてのみを抜き出した。このルーチンは、プログラマブルタイマー等によって一定時間間隔で呼び出される割込みルーチンである。呼出される時間間隔としては1~20ミリ秒程度が望ましい。ステップS1にて収縮から膨張への切り換えが起きたかどうかを確かめる。起きていなければ、収縮期間をステップS2で積算し、割込みルーチンを終わる。ステップS1にて、収縮から膨張への切り換えが起きる時であれば、ステップS3に進みバルーン収縮時間a図13B参照を算出する。このバルーン収縮時間aは、たとえば図3に示す電磁弁11,12の切り替わり時間を計測することにより算出することができる。または、図3に示す圧力センサ15により圧力を検出し、その圧力変化に基づき算出することもできる。さらにまた、この収縮時間aは、患者の血圧変動あるいは心臓の拍動に基づき定められることから、血圧変動あるいは心臓の拍動を検出する装置からの出力信号に基づき算出することもできる。このステップS3を実現する図3に示す制御手段10が、本発明での収縮膨張時間算出手段に相当する。次に、図15に示すステップS4では、この収縮時間aが所定時間αよりも短いか否かを判断する。所定時間αは、特に限定されないが、好ましくは100~500ミリ秒、さらに好ましくは150~300ミリ秒である。このような所定時間以下の間隔で、バルーン22が膨張および収縮を繰り返す場合には、バルーン22が収縮状態から膨張状態に切り換わる直前のタイミングで二次配管系18内の圧力を圧力センサ15で検出しても、安定した収縮状態の圧力を検出することができない。たとえば、このように短い周期で膨張および収縮を繰り返す場合には、二次配管系18内の圧力変動は、図14に示すようになり、バルーン22の通常動作時脈拍が50~100の安定した収縮状態の圧力P3よりも低い圧力P3’を検出してしまう。もし、ステップS4にて、収縮時間aが所定時間αより短ければ、1~数十分、望ましくは3~10分間でタイムアップするソフトウエアーまたはハードウエアーのタイマーの起動を確認しS5、起動していなければ起動するS6。タイマーが起動しており、更にタイムアップS7していれば、S8にて膨張を1回停止させるフラッグをセットして、ここには現れていないルーチンでの膨張のための電磁弁操作を抑制し、収縮状態を維持する。通常は、1回の抑制にて、S4の条件を満たし、S9へ進む。S9では、タイマーをゼロに戻し、停止させる。また、S10にて圧力P3を検出し、S11にて、所定圧力以下となっているかどうかを確認する。もし、所定圧力以下であればS12にてガス補充動作を行う。なお、別ルーチンでガス補充動作を行う場合には、S12にてそのためのフラッグを立てても良い。また、患者の心拍数がゆらぎ、時々ステップS4の条件を満たす場合には、タイマーが停止し、ゼロリセットされることにより、バルーンの膨張を抑制するためのステップS8に至ることがなくなる。もちろん、タイマーのタイムアップ以内にステップS4の条件が成立しなければ、その限りでない。このことにより、不必要に、バルーンの膨張を抑制し、患者への補助を減らすことがなくなる。通常のガス補充動作では、図13Dに示すタイミング2図13A,Bにおけるバルーンの収縮状態から膨張状態に切り換える直前のタイミングで、図3に示す圧力センサ15による検出圧力を検出し、その検出圧力P3図13Aが、所定値となるように、電磁弁68を開き、補助タンク71を介して二次配管系18にガスを補充する。電磁弁68の開度制御は、特に限定されないが、たとえば8ミリ秒×n回のタイミングで弁68を開ける制御である。n回は、たとえば2~10回である。ステップS11で、たとえば検出圧力P3が0mmHgを下回った場合に、前述のガス補充動作を行い、P3が10mmHg程度になるように、ガスを補充する。また、本実施形態では、バルーン22の容積に合わせて、ガス補充を行う基準圧しきい値を変化させても良い。たとえば40ccの容量の場合には、P3=10±5mmHgゲージ圧となるように制御し、30ccの容量の場合には、P3=-30±5mmHgゲージ圧となるように制御しても良い。検出圧力P3が、これらの値を下回ったときに、制御手段10により、電磁弁68を駆動し、二次ヘリウムガスタンク64から補助タンク71を介して二次配管系18内にヘリウムガスを補充し、図13Aに示す検出圧力P3が所定値となるように制御する。このように、本発明の第2実施形態に係る医療用膨張収縮駆動装置では、バルーン22の膨張収縮の間隔が短い場合でも、バルーン22を含む二次配管系18の内部に適切な量のガスを補充することができる。その結果、本実施形態では、患者の心拍数が多い場合でも、二次配管系18内へのガスの入れ過ぎによる種々の問題点を解消することができる。また、その際に、本実施形態では、一拍または数拍程度に、バルーン22の膨張を停止するが、短時間であるので、バルーン22による治療には影響がない。また、定期的に二次配管系18の内部全体のガスを置換する駆動装置に比較して、本実施形態では、ガスの消費量が少なく経済的である。さらに、本実施形態に係る医療用膨張収縮駆動装置では、バルーンカテーテル20の駆動時において、特開平5-10952号公報とは異なり、バルーンカテーテル20のバルーン22を収縮状態から膨張状態に切り換える直前のタイミング図13Dで、二次配管系18の圧力P3を検出し、その検出された圧力P3が、所定値となるように、二次配管系18にガスを補充する。すなわち、上記公報に示す駆動装置では、図13Cに示すようにバルーン22が膨らんだ状態の圧力プラトー圧P4を検出し、これを一定になるように制御するのに対し、本実施形態では、バルーン22が萎んだ状態での圧力P3を検出し、所定値になるように制御する。言い替えれば、本実施形態では、バルーン22が萎んだ状態で、このバルーン22に接続される閉鎖配管系18に一定容量一定モル数:化学当量比のガスを入れる。その後、バルーン22などからの透過により減少したガス量を、必ず、バルーン22が萎んだ状態で監視する。このため本実施形態では、外力により変形し得るバルーン22部分のガス圧への影響を排除し、任意の駆動配管系18チューブやホースを含むとバルーンの容量に応じたガスの化学当量が一定に保たれるようにすることが可能となる。このように制御すれば、プラトー圧バルーンが膨らんだ状態での圧力P4をも観測することにより、バルーン22が曲折されているなどの不測の事態によりバルーン22の容積が変化したことを検出することができる。たとえば、プラトー圧力P4が、通常よりも高くなった場合には、バルーン22が曲折されているなどの判断ができる。また、プラトー圧力P4が、通常よりも小さくなった場合には、ガスが透過以外の不測の事態で漏れていると判断することができる。もちろん、これらの欠点を含んだ状態でも、バルーン膨張期間が所定時間より十分に長く、安定した圧力P4を検出し、この圧力値を所定値に保つために本実施形態を変形することは可能である。その際のルーチンを図16に例示する。詳細な説明は図15の場合に膨張を収縮に、収縮を膨張に読み替えるのみで、他は同様である。第3実施形態次に、本発明の第3実施形態に係る医療用膨張収縮駆動装置について説明する。本実施形態の医療用膨張収縮駆動装置は、前記第2実施形態の医療用膨張収縮駆動装置に比較し、その構成が同一であり、その制御手段10の機能のみが異なる。そこで、前記第2実施形態と共通する部分の説明は省略し、その相違する部分のみについて、図17に基づき説明する。図17のステップS2にて、圧力の傾きを算出するため、直前の圧力値として用いるための圧力値を更新しておく。次に収縮から膨張へ切り換わり、ステップS3にて圧力の傾きを算出する際に、この直前の圧力値と現在の圧力値の差を求め、この差を圧力値の測定の時間間隔で除することによって、圧力の傾きbが得られる。この傾きbの絶対値を所定値βとステップS4にて比較する。所定値βは特に限定されないが0~100mmHg/sec、望ましくは0~50mmHg/secに設定される。これら以外の部分は第2実施形態と同等の動作となる。このように、本発明の第3実施形態に係る医療用膨張収縮駆動装置では、ステップS3で算出した圧力変化の傾きbが、所定の値βより小さい場合で、安定している場合図13Aの場合に、二次配管系18内の圧力を検出し、その圧力に基づき、ガス補充動作を行う。また、圧力変化の傾きbが、所定の値βより大きい場合図13Aの場合には、ステップS5にて、しばらくの間ガス補充を行わず、圧力変化の傾きbが、所定の値βより小さくなるまで待つ。所定時間内に、圧力変化の傾きbが、所定値βより小さくならなければ、ステップS8にて、膨張を1回以上停止させることにより、小さくなる条件が作られる。その状態で、二次配管系18内の圧力P3を検出し、その圧力P3に基づき、ガス補充動作を行う。したがって、本実施形態では、バルーン22を含む二次配管系18の内部に適切な量のガスを補充することができる。その結果、本実施形態では、患者の心拍が早くなった場合でも、二次配管系18内へのガスの入れ過ぎはなくなり、これによる種々の問題点を解消することができる。また、その際に、本実施形態では、バルーン22の膨張収縮は基本的に停止しないので、バルーンによる治療には影響がない。また、定期的に配管系全体のガスを置換する駆動装置に比較して、本実施形態では、ガスの消費量が少なく経済的である。さらに、第2実施形態と全く同様に、バルーンの膨張状態のプラトー圧力を一定にするために変形することも可能である。なお、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内で種々に改変することができる。たとえば、上述した実施形態では、一次側圧力発生手段として、二つのポンプ4a,4bを用いたが、本発明では、単一のポンプを用い、その陽圧出力端に陽圧タンクとしての第1圧力タンク2を接続し、また、ポンプの陰圧出力端に陰圧タンクとしての第2圧力タンク3を接続しても良い。その場合には、ポンプの台数を削減でき、装置の軽量化および省エネルギー化に寄与する。また、ポンプとしては、ダイヤフラムポンプに限らず、リニアーピストンポンプ、ロータリーベーンポンプ、ピストンポンプ、コンプレッサなどを用いても良い。また、上記実施形態では、圧力切替え手段として、電磁弁11と電磁弁12との二つの電磁弁を用いたが、本発明は、これに限定されず、単一の三方切替弁を用いて、圧力伝達隔壁40の入力端に加わる圧力を切り換えるようにしても良い。さらにまた、一次配管系17のガス種は、空気に限定されず、その他の流体であっても良い。また、二次配管系18のガス種もヘリウムガスに限定されず、その他の流体であっても良い。さらに、一次配管系17および圧力伝達隔壁装置40を用いることなく、図18に示すように、二次配管系18内に直接に所定容量のガスを往復させる圧力発生手段を用いることもできる。その圧力手段としては、たとえばベローズ40aおよびベローズ40aを軸方向に伸縮駆動する駆動手段たとえばモータ40bからなり、ベローズ40aの内部または外部を直接二次配管系18内に連通させる。このベローズ40aをモータ40bなどで軸方向に往復移動させることで、所定のタイミングで二次配管系18内に直接ガスを往復させ、バルーン22の膨張および収縮を行う。その他の構成は、図3と同様である。また、上述した実施形態では、被駆動機器として、バルーンカテーテルを用いたが、本発明に係る駆動装置は、膨張および収縮を繰り返す医療機器であれば、その他の医療機器の駆動用に用いることもできる。"