JP2022533760A - 体外血液回路の圧力測定 - Google Patents

Abstract

本発明は、第１の圧力センサー（ＰＡ）の較正方法に関し、該第１圧力センサーは、液体で満たされたチューブ（１）内の第１圧力を力の信号の形で測定し、チューブを直接支え、かつ、チューブによって引き起こされるドリフト信号の、第１圧力参照センサー（ＰＨＯＰ）によって取得される圧力参照信号を用いた修正関数によって修正するために第１固定具へ統合される。この方法は、以下のステップを備える。即ち、ａ）第１圧力参照センサーによって測定される、チューブにおける一定の内部圧力及び一定の内部温度での対応の圧力参照信号を用いてドリフト信号修正用の修正信号を見つけるために、少なくとも１つの修正関数の再帰分析及び予測のステップ、ｂ）チューブを使用する前に、第１圧力センサーによって測定され、及び第１圧力参照センサーによって測定される圧力参照信号により修正信号を用いて修正される力の信号の第１較正のステップ、ｃ）チューブの使用中に、第１圧力センサーによって測定され、及び第２圧力参照センサー（ＰＶ）によって測定される圧力参照信号により修正信号を用いて修正される力の信号の第２較正のステップ。本発明はさらに、この種の方法を適用するために設計された装置に関する。（図１）

Description

本開示は、充填されたチューブに直接適用／隣接／当接される力センサーを使用する際に、圧力測定によって決定された測定値を修正信号により修正するために、体外回路におけるチューブ内部圧力を決定するための圧力測定値又は力センサー測定値を較正するための方法並びに装置に関する。

一般的に、圧力測定ラインを用いてチューブの内部圧力を測定することが可能である。内部圧力が測定される（第１の）チューブは、圧力測定ライン（第２のチューブ）に接続され、次に、測定される圧力を（圧電）圧力センサー／圧力変換器に供給する。この目的のために、圧力測定ラインは、Ｔピースを介して（第１の）チューブに接続される。圧力センサーは、圧力測定ラインの上（自由）端に、好ましくはルアーロック接続と共に配置される。圧力測定ラインの液カラムと圧力変換器との間には、（第１の）チューブにおける圧力が変化したときに変化（膨張又は収縮）するエアクッションがあり、これが圧力変換器の対応するぶれを引き起こす。

そのような圧力測定方法又は測定システムは、とりわけ、例えば、体外回路に接続する血液又は別の空気酸化液体が（第１の）チューブを通って流れる場合に、流体－空気の接触が圧力測定ライン内で発生し、Ｔピースに起因してチューブの製造及び組み立てコストが増加する、及び、圧力測定ラインの洗浄がこの測定機構によってより困難になる、という不利な点を有する。加えて、圧力センサー／圧力変換器と液体とが直接接触するリスクが存在する。

例えば、透析などの用途で特に不利となる血液－空気の接触を回避するために、いわゆる「圧力ポッド」が使用される。ここでは、例えば、圧力は、血液からエアクッションに直接伝達されず、血液及び空気は、柔軟な膜によって互いに分離される。（第１の）チューブ内側の圧力変化は、膜を偏向させ、この力は、膜に隣接するエアクッションを介して圧力センサーに伝達され、圧力センサーは、チューブの内部圧力を測定する。これは、この既知の設計においても、エアクッションと（第１の）チューブにおける流体流れとの間の直接接触は、回避されるが、エアクッションは、膜と圧力センサーとの間の圧力伝達媒体として設けられることを意味する。この測定機構はまた、製造コストが高くなるという欠点もある。

したがって、例えば、文献ＥＰ１３５７３７２Ａ１では、（第１の）チューブがクランプされ、その内部圧力が測定されるクランプ装置が提供されている。チューブ内部圧力は、非侵襲的に、すなわち、例えば、チューブ内部と測定センサーシステムとの間の接続用のＴ分岐を介してではなく、チューブの外壁を介した力測定を用いて測定される。チューブ内部圧力の変化に起因するチューブの膨張は、力伝達手段を介して力センサーに伝達され、力センサーは、力信号を出力する。力信号の変化は、比例係数を使用して圧力変化に比例的に変換される。圧力が変化した場合、クランプ装置の支持本体を通り長手方向に延在する、ギャップでのチューブの変形のみが評価されて、力信号が生成される。

しかしながら、クランプ装置を介してチューブ内部圧力を測定する場合には、チューブの粘弾性挙動を考慮しなければならない。これは、チューブがクランプされるとき、リセット力／復元力は、測定されるべき力信号又は圧力信号を重ね合わせたドリフト信号の形で生成されることを意味する。測定時間が長くなると、リセット力は、一定の条件下でさえ、（第1の）チューブにおける内部圧力が低下しているように見えるという効果を有する。この問題を解決するために、圧力信号は、周囲空気を参照することによって修正可能であると、これまで想定されてきた。これは、チューブを空気で満たすことにより、粘弾性挙動はチューブの使用前に調べられるということを意味する。よって、結果として得られるリセット信号は、使用中、表示される圧力経過（液体、例えば血液で満たされたチューブにおける）から差し引かれる。しかしながら、媒体／液体で満たされたチューブは、空気で満たされたチューブとは異なって振る舞う。したがって、周囲空気で参照された圧力信号は、充填された（流体で満たされた）チューブの圧力信号を示さない。

そのような歪んだ圧力信号を修正可能にするために、文献ＤＥ１９７４７２５４Ｃ２は、前述の説明によるクランプ装置を介して測定される圧力信号を修正するための方法を提供する。この目的のために、リセット力の経過は、緩和関数の形で表され、これはチューブに依存し、予め知られている（決定されている）。この関数のパラメータは、測定された力信号から決定される。この緩和関数を用いて、力信号は修正され、圧力信号は、力信号との線形関係を介して決定可能である。

ＥＰ１３５７３７２Ａ１ ＤＥ１９７４７２５４Ｃ２

この従来技術に対して、本発明の目的は、力信号の修正をさらに改善し、参照（基準）信号を使用して、（第１の）チューブの能動的使用の前及び使用中に（チューブの能動的使用とは、例えば、患者に接続されたチューブ又は治療中のチューブを意味する）、（第１の）チューブの機械的特性によって引き起こされるドリフト信号を修正することである。さらに、絶対的チューブ内部圧力はもちろん相対的圧力変化は、±１０ｍｍＨｇの圧力精度で好ましくは決定されるべきである。

この目的は、請求項１に記載の方法及び請求項１０に記載の装置によって解決される。本発明の有利な実施形態は、従属請求項の主題である。

したがって、本発明は、第１の力センサー／第１の圧力センサーを較正するための方法を提供し、これは、第１の圧力、特に、例えば体外（血液）回路における動脈圧力を、流体で満たされた（第１の）チューブ、好ましくは透析チューブ、内部の力信号の形態において測定する。圧力センサーは、（第１の）チューブによって引き起こされるドリフト信号を、（別個の）第１の圧力参照（基準）センサーによって得られる圧力参照（基準）信号を使用して、チューブのパラメータに依存しない修正関数によって修正するために、（第１の）チューブに直接当接し／（第１の）チューブに直接隣接して、第１クランプ装置に統合／挿入される。本発明によれば、以下のステップが実行される。即ち、

ａ）一定のチューブ内部圧力及び一定のチューブ内部温度で第１圧力参照センサーによって測定された対応の圧力参照信号を使用して、ドリフト信号を修正する修正信号を見つけるため少なくとも一つのチューブパラメータ独立修正関数の回帰分析及び予測のステップ、
ｂ）チューブの能動的使用前に、第１圧力参照センサーによって測定された圧力参照信号により、第１の力センサーによって測定され、修正信号を使用して修正された、力信号の第１の較正のステップ、
ｃ）第１の力センサーによって測定され、かつ、チューブの能動的使用中に第２の（別個の）圧力参照センサーによって測定された圧力参照信号により、第1の圧力センサーによって測定され（前に予測された）修正関数を使用して修正された、力信号の第２の較正のステップ。

換言すると、力－圧力信号の、稼働中に行われる（オンライン）修正用の方法が提供され、本発明によるこの方法は、（第１の）チューブの能動的使用の前及び使用中に、充填された（第１の）チューブに適用される。このことは、最初に、第１の力センサーによって発生した（テスト／シミュレーション）力信号の第１較正は、圧力参照センサー及びチューブパラメータ独立修正関数を使用して決定された圧力参照信号を使用して、（第１の）チューブの能動的使用の前に実行されることを意味する。次に、修正関数を使用してすでに修正された（第２の）力信号の第２較正は、好ましくは第２の圧力参照センサーによって生成する／生成された圧力参照信号に基づいて、チューブの能動的使用中に実行される。

具体的には、絶対圧力測定が可能な方法において、数学的修正関数及び２点較正が適用される。圧力測定は、クランプ装置に一体化（統合）された力センサーを介して実行される。数学的修正関数は、一定のチューブ内部圧力及び一定のチューブ内部温度で、好ましくは（第１の）チューブをクランプ装置に挿入後数分以内の、測定された（原本（text））力圧力信号から及び参照圧力から決定され、これは、（分離した）圧力参照センサー（これは、力センサー以外の異なる機構及び／又は異なる設置を有する）を介して決定され、ドリフト信号を提供する。圧力参照センサーは、好ましくは、対応する圧力／力センサーよりも高い測定精度を有する。次に、第１の較正が実行され、この較正では、チューブ内部圧力及びチューブ内部温度は、修正関数の決定のため圧力／力信号の取得中、一定である。その後の再較正（２回目の較正）では、（第１の）チューブは、一定の既知の圧力にさらされ、この期間中に測定された圧力データから修正関数が再度決定される。したがって、このような参照方法は、チューブの能動的使用前及びチューブの能動的使用中の両方での較正手順を備え、即ち、参照方法は、患者における（透析）治療の前及び最中に実行される。

このような方法は、チューブ系統の一部として、充填された（第１の）チューブに直接にクランプ装置を介して圧力測定を可能にする。このタイプの圧力測定により、従来技術において使用されていたルアーロック接続は、クランプ装置の領域では、もはや必要とされない。このことは、結果として、チューブ系統の低い製造コストになり、改善された使い易さになる。チューブ系統の改善された使い易さは、従来のシステムと比較して、接続されるコネクタが少なくなり、よってそのようなチューブ系統を使用する機構をより迅速にアップグレードでき、漏れの発生頻度が低くなり、チューブ系統がより明確に設計される、という事実に起因する。さらに、このチューブ系統は、チューブの流体と空気との接触が減少又は回避されるという利点を有する。（第１の）チューブを通り流れる液体が血液の場合、血液凝固のリスクが低減される。したがって、血液に加える必要のある抗凝固剤が少なくなり、このことは治療費を削減する。さらに、機械側の圧力接続（ルアーロック接続）の摩耗がなく、圧力測定に起因する汚染のリスクが抑制される。

しかしながら、本発明による方法の主な利点は、（第１の）チューブの能動的使用中の参照測定が、能動的チューブ使用前の唯一の参照測定よりも著しくより正確な値を提供することである。本発明による方法で決定された修正関数は、チューブの材料又はチューブの寸法とは無関係に実行でき、したがって、未知のチューブ系統に対しても普遍的に使用することができる。

この方法は、第１の圧力に加えて、第２のクランプ装置に統合（一体化）された第２の力センサー／第２の圧力センサーで測定された第２の圧力が測定及び修正されることができるように構成されることができる。これにより、第２の力センサーの力信号は、第２の圧力参照センサーで測定された圧力参照信号により、第１の較正において及び第２の較正において、較正される。このようにして、チューブ内部圧力は、体外回路における２つの異なるポイントで、流体と空気とが接触することなく、測定及び修正されることができる。

本発明による方法の有利な実施形態は、これは独立してクレームされ得る、（第１の）チューブ（例えば、透析装置の又は血液ポンプの体外血液チューブ）が動脈部分（血液入口部分）及び静脈部分（血液出口部分）を備えることを提供する。第１及び／又は第２の圧力／力センサー、並びに第１の圧力参照センサーは、好ましくは、動脈部分に配置される。第２の圧力参照センサーは、これは静脈部分におけるチューブ内部圧力をチェックするための圧力／力センサーであり得、（唯一のものとして）クランプ装置と相互作用しない、静脈部分に配置される。これは、（第１の）チューブの静脈部分における圧力が、好ましくは従来の圧力測定方法による第２の圧力参照センサーを介して、例えばＴピース又は可撓性膜（向上した精度を有する）を介して、（唯一のものとして）測定されることを意味する。これは、第２の圧力参照センサー（唯一のものとして）が、さらに好ましくは、ルアーロック接続を介して、（第１の）チューブが接続されている機構に接続されることを意味する。したがって、参照は、クランプ装置に統合されたセンサーよりもより高価であるが、より高い精度を有する圧力参照センサーを介して実行される。第１圧力参照センサーは、動脈チューブ部分の領域に配置され、好ましくは、圧力測定用の圧電素子を有する。

さらに、一定のチューブ内部圧力は、第１のポンプ、特に血液ポンプと、第２のポンプ、特に透析液入力フローポンプ又は透析液出力フローポンプとの間のポンプ比を調整することによって達成可能であることが提供され得る。それら２つのポンプ間のポンプ比を調整することによってチューブにおいて一定圧力を生成することは、特に信頼でき、簡単である。本発明による方法に関して、充填されたチューブにおける一定圧力は、不可欠である。

さらに、この方法は、ドリフト信号がクランプされたチューブのリセット力である、あるいはそれに対応するように構成され得る。

さらに、（修正された）力信号は、線形再帰を介して対応する圧力参照信号を使用して圧力信号に変換される、又は力信号が圧力参照信号により較正されることが考えられる。この線形再帰は、それぞれの力信号から圧力信号の計算を簡単にすることができる。

独立してクレームされ得る、別の実施形態は、２つの力センサーが使用される場合、第１の力センサーが、特に統合されて、第１のポンプの入口開口部／血液入口部に配置され、第２の力センサーが、特に統合されて、第１のポンプの出口開口部／血液出口部に配置される。この場合、力センサーの位置でのチューブの材質、チューブにおける温度、及び対応するクランプ装置へのチューブの挿入時間が同じであることから、２つの力センサーの位置での予期されるドリフト挙動も同じであるべきである。

さらに、体外回路、並びに少なくとも１つの圧力／力センサー、特にクランプ装置に統合され、動脈及び静脈部分と共に液体充填されたチューブにおけるチューブ内部圧力測定用の、動脈圧力／力センサー、及び／又は透析液入力圧力／力センサー、を有する装置が提供される。さらに、装置は、少なくとも１つの圧力センサーによって出力される圧力／力信号を参照する少なくとも１つの圧力参照センサーを備える。少なくとも１つの圧力参照センサー、特に動脈及び／又は静脈圧力参照センサーは、クランプ装置として構成されていない、又はクランプ装置に統合されるように設けられていない（クランプ装置なしの構成）。さらに、装置は、好ましくは、少なくとも第１ポンプ及び第２ポンプを備える。装置は、本発明の前述の態様の少なくとも１つによる、少なくとも１つの圧力参照センサーの参照信号を使用して、少なくとも１つの圧力センサーの圧力信号を較正するための方法を使用するように設けられ及び適応される。

最後に、少なくとも第１のチューブ（内部）圧力、好ましくは動脈圧力の測定値を較正するための較正装置が提供される。この第１の圧力は、流体回路において、特に、内部を流体／液体／血液で満たされたチューブ（装置の一部ではない）の体外（血液）回路において、チューブ（外側において）と直接接触にある、又はチューブ（外側において）と直接接触することができる較正装置の第１の力センサー／第１の圧力センサー／力センサーを用いて、力信号の形態で測定される。圧力／力センサーは、第１のクランプ装置に統合される。第１圧力は、（第１の）チューブ（チューブ材料）によって引き起こされるドリフト信号を修正するために、較正装置の第１圧力参照センサーによって取得／発生される圧力参照信号を使用して、チューブパラメータに依存しない修正関数によって較正される。較正装置は、以下のユニット又は部分を有する。

ａ）一定のチューブ内部圧力及び一定のチューブ内部温度で、第１圧力参照センサーによって測定／発生される対応する（力／）圧力参照信号を使用してドリフト信号を修正するための修正信号を見つけるため少なくとも１つの修正関数を分析及び予測するために設けられ及び適合された、第１の計算セクション（ＣＰＵユニット／プログラムステップ）、
ｂ）チューブの運転使用前に、第１の圧力／力センサー（ＰＡ）によって測定され、次に第１の圧力参照センサーによって測定／発生される圧力参照信号により修正信号を使用して修正される、力信号の第１の較正のために設けられ及び適合された第２の計算セクション（ＣＰＵユニット／プログラムステップ）、
ｃ）チューブの能動的（運転）使用中に、第１の圧力／力センサーによって測定され、次に第２の圧力参照センサーによって測定／発生される（力／）圧力参照信号により修正信号を使用して修正される、力信号の第２の較正のために設けられ及び適合された第３の計算セクション（ＣＰＵユニット／プログラムステップ）。

以下では、本発明による方法の２つの実施形態が添付の図面を参照して詳細に記述されている。

図１は、例として、クランプ装置における圧力経過を経時的に説明した図を示している。 図２Ａは、チューブがクランプされるクランプ装置を示している。 図２Ｂは、参照信号と比較してドリフト信号の経過を示す図を示している。 図３Ａは、チューブの能動的使用前の状態における透析装置の前面を示している。 図３Ｂは、２つのセンサーの代替配置を示している。 図４は、閉じられたクランプ装置におけるチューブのドリフト挙動を示す図を示している。 図５は、一定のチューブ内部圧力でのドリフト信号の経過、及びチューブのドリフト挙動を表す修正関数を示す図を示している。 図６は、ドリフト信号／力信号からの圧力信号の決定をグラフで示す図を示している。 図７は、患者が透析装置に接続された状態でチューブの能動的使用における透析装置の前面を示している。 図８は、方法が実行されたとき、時間と共に、第１圧力センサーでの圧力経過の例を示す図を示している。 図９は、従来の圧力センサー、第１圧力参照センサー、及び第１ポンプの圧力経過を示す図を示している。 図１０Ａは、２つの従来の圧力センサーの、及び図１０Ａの経過曲線と同時に記録された第２の圧力参照センサーの、圧力経過を示す図を示している。 図１０Ｂは、患者の（シミュレートされた）血流速度及び患者の血圧の時間経過を示す図を示している。 図１１Ａは、温度ドリフトに起因する、計算された圧力信号と参照信号との間の偏差を示す図を示している。 図１１Ｂは、図１１Ａの図に関連する図であり、第１及び第２の圧力センサーでのチューブにおける流体の温度経過を示す図を示している。 図１２Ａは、第２圧力参照センサーの圧力信号の対応する圧力参照信号からの偏差を示し、及び線形修正信号を示す図を示している。 図１２Ｂは、図１２Ａの図に関連する図であり、線形修正信号により修正された圧力信号の、及び圧力参照信号の、経過を示す図を示している。 図１３Ａは、対応する圧力参照信号及び多項式化された（polynomized）修正信号からの第２圧力参照センサーの圧力信号の偏差を示す図を示している。 図１３Ｂは、図１３Ａの図に関連する図であり、多項式化された修正信号で修正された圧力信号の、及び圧力参照信号の、経過を示す図を示している。

実施形態の記述
本開示の実施形態は、添付の図に基づいて以下に記述される。示されている図は、単なる例示であり、限定するものではないことに留意されたい。

第１の実施形態
全般的な方法
図１は、圧力センサー（ここではＰＢＥ圧力センサーで、以下で詳しく説明される）の、秒（ｓ）での時間ｔと共に水銀柱ミリメートル（ｍｍＨｇ）における圧力経過の例を示している。

フェーズ１において、チューブは、透析装置で２つのクランプ装置に挿入され、かつ流体で満たされており、クランプ装置のそれぞれに、少なくとも１つの圧力センサーが統合（一体化）されて力信号の形態で圧力を測定する。チューブ系統は、少なくとも１つのポンプのフローポンプ速度を変更することによって満たされる。このフェーズでは、漏れテストも装置及びチューブにおいて実行される。

フェーズ２では、チューブにおける圧力が一定に保たれる。短い設定フェーズの後、対応する圧力参照信号を使用して、ドリフト信号を修正するための修正信号を見つけるための少なくとも１つの修正関数の回帰分析及び予測のために、既に記述したステップａ）が実行される。ステップａ）において、修正関数ｆは、治療前のチューブの粘弾性挙動に関する２つの定数ａ_０、ｂを有する時間ｔの関数として決定される。２つの定数ａ_０及びｂは、以下「フィッティング」と呼ばれる数学的方法を使用して決定される。この方法は、以下で説明する。この関数を用いて、それぞれの圧力センサーの力信号の形態におけるドリフト信号が決定される。

フェーズ３では、圧力降下を検出でき、これは、ステップａ）で決定された修正関数を使用して力信号を修正するために使用される。さらに、圧力センサーの修正された力信号は、参照信号と修正された力信号との間の線形関係を介して、対応して提供される圧力参照センサーの圧力参照信号を使用して、修正された圧力信号へ変換される。圧力参照センサーは、従来の圧力センサーである。したがって、フェーズ３は、治療開始前に行われるステップｂ）のシーケンス（順序）を示している。ステップｂ）では、修正された力信号は、治療前に対応する圧力参照センサーの圧力参照信号で較正される。較正は、第２の一定圧力レベルを使用して実行することもできる。

従来の圧力センサーは、クランプ装置に統合されておらず、リセット力が圧力信号に影響を与えない圧力センサーである。従来の圧力センサーでは、チューブ内部圧力は、例えば、Ｔピース又は圧力ポッド又は同様のもの（上述）を介して決定される。

フェーズ４では、治療開始後の既定時間後、好ましくは５分後、新たに修正された力信号が、対応する圧力参照センサーの圧力参照信号で再度較正される。したがって、フェーズ４では、ステップｃ）が実行される。

フェーズ５では、ＰＢＥ圧力がほぼ一定である間の治療経過が示されている。修正されたＰＢＥ圧力信号と参照信号とが重ね合わされていることを見ることができ、これは、
圧力信号の修正が十分であり、圧力を変更した状態（約２６００－２７００秒の時間間隔を参照）でも作動することを意味する。

圧力センサーとして機能するクランプ装置、本発明による方法が使用される機械の構造、及び、ステップａ）からｃ）が、以下に詳細に例示の目的で記述される。さらに、本発明の代替の実施形態が以下に与えられる。

バックグラウンド
図２Ａは、力センサー２によってその内部圧力が測定可能である（第１の）チューブ１を示している。この目的のために、チューブ１は、クランプ装置３においてクランプされる。この（クランプ装置３）は、チューブ１をクランプし、チューブ１の膨張又は収縮は、力伝達手段４を介して力センサー２に伝達される。力センサー２が測定できる力の変化は、チューブ１における内部圧力の変化に比例する。

図２Ｂは、ドリフト信号の圧力経過、及び参照信号の圧力経過を経時的に表示するグラフを示している。示されている圧力信号／ドリフト信号は、時刻ｔ０でクランプ装置３にクランプされたチューブ１における圧力の経過である。参照（基準）圧力は、示されている時間曲線全体に渡って０ｍｍＨｇ（周囲圧力）の値を有する。圧力信号は、時刻ｔ０での圧力上昇、及びその後の対数的に減少する圧力経過を示し、これは、チューブのリセット（復元）力によって説明することができる。このドリフト信号は、実際の測定信号から差し引かれねばならず、その結果、絶対圧力は、参照圧力と等しくなる。

本発明による方法を実施するためのセットアップ
図３Ａは、（第１の）チューブ１が取り付けられ、その内部圧力が様々なポイントで測定される透析装置６の正面図を示している。透析装置６は、体外回路を有する。チューブ１は、動脈部分／ブランチ(分岐部)１ａ及び静脈部分１ｂを有する。第１の代替ポートＳＰ１は、チューブ１の動脈部分１ａを装置６に接続し、第２の代替ポートＳＰ２は、チューブ１の静脈部分１ｂを装置６に接続する。示される実施形態では、チューブ１は、患者に接続されておらず、即ち、チューブは、能動的使用の状態ではなく、したがって治療前の状態にある。したがって、チューブ１は、血液ではなく、別の流体、これは代替のもの（電解質液／eloat）で満たされている。

流体は、最初に、透析装置６の前面の外側に配置された透析液入力フローポンプＦＰＥを介して動脈チューブ部分１ａに運ばれる。流体が透析装置６の前面に到達する前に、第１圧力参照センサーＰＨＯＰは、チューブ内部圧力を測定する、又はチューブ内部圧力の測定値（reading）を得る。よって、圧力参照センサーＰＨＯＰも、代替ポートＳＰに配置され、従来の透析装置６と比較して追加の圧力センサーである。流体が透析装置６の前面に入った後、最初に、通常開いている動脈チューブクランプＳＡＫＡを通過する。次に流体は、ＰＡ圧力センサー又は第１圧力センサーＰＡとも呼ばれる第１のクランプ装置、よって第１の力センサーを通過する。第１のクランプ装置は、透析装置６の前面に統合されている。ＰＡセンサーは、チューブ１の動脈部分１ａの圧力を測定する。圧力参照センサーＰＨＯＰは、第１の圧力センサーＰＡよりも高い測定精度を有するため、第１の圧力センサーＰＡを参照するために使用可能である。

次に流体は、第１のポンプである血液ポンプＢＰに到達し、血液ポンプＢＰは流体を運び続ける。最後に、流体は、ＰＢＥ圧力センサー又は第２の圧力センサーＰＢＥとも呼ばれる第２のクランプ装置、よって第２の力センサーを通過する。ＰＢＥ圧力センサーは、チューブにおける媒体の流れ方向において、血液ポンプＢＰの下流のポイントで透析液入口圧力を測定する。ＰＢＥ圧力センサーの後ろで、流体は、透析器８を通過できる。しかしながら、バイパス１０を介したバイパス回路の場合、流体は透析器を通って流れず、それをバイパスすることもできる。静脈チューブ部分１ｂは、流体の流れ方向において透析器／バイパスの後ろに配置されている。透析器／バイパスの下流及びエアトラップ／脱気器１２の上流で、ここは流体にトラップされた空気が流体から除去されるところであり、静脈チューブ部分１ｂにおける流体は、ＰＶ測定ポイントと呼ばれる従来の圧力変換器を通過する。従来の圧力変換器は、例えば、Ｔピース又は圧力ポッドであり得る。

ＰＶ測定点の後、流体は、脱気器１２を通過し、次に空気検出器１４を通過し、最後に、通常は開いている静脈チューブクランプＳＡＫＶを通過する。静脈及び動脈のチューブクランプＳＡＫＶ、ＳＡＫＡは、障害が発生した場合にのみ閉じられ、治療中の患者のアクセスをブロックする。そのようなエラーは、例えば、空気検出器が一定の閾値を超える空気量を検出することであってもよい。流体が静脈チューブクランプＳＡＫＶを通過した後、流体は、透析装置６の前面の外側に配置された透析液出力フローポンプＦＰＡのポンプ出力を用いて、代替ポートＳＰ２を介して流出する。

さらに、図３Ａは、透析装置６が、第１の計算部分、第２の計算部分、及び第３の計算部分を有するＣＰＵに接続されていることを示している。ここで、ＣＰＵは、透析液入力フローポンプＦＰＥ、透析液出力フローポンプＦＰＡ、圧力参照センサーＰＨＯＰ、圧力参照センサーＰＶ、第１の圧力センサーＰＡ、第２の圧力センサーＰＢＥ、血液ポンプＢＰ、動脈チューブクランプＳＡＫＡ、及び静脈チューブクランプＳＡＫＶを制御することができる。

図３Ｂは、血液ポンプＢＰと、第１及び第２の圧力センサーＰＡ、ＰＢＥの代替配置とを示している。この場合、第１の（動脈）圧力センサーＰＡは、血液ポンプＢＰの血液入口に直接配置され、第２の（透析器入口）圧力センサーＰＢＥは、血液ポンプＢＰの血液出口に直接配置される。この場合、圧力センサーＰＡ及びＰＢＥの両方は、血液ポンプＢＰ及びチューブ材料に一体化されており、圧力センサーＰＡ及びＰＢＥの両方のチューブの温度及び挿入時間は、同じである。予想されるドリフト挙動も、両方の圧力センサーＰＡ、ＰＢＥで同じである。したがって、両方の圧力センサーの差圧Ｐ_ＰＢＥ－Ｐ_Ａは、ドリフトの修正つまり較正なしで決定可能である。差圧Ｐ_ＰＢＥ－Ｐ_Ａは、全治療中、修正された圧力差Ｐ_{ＰＢＥ＿ｋｏｒｒ}－Ｐ_{Ａ＿ｋｏｒｒ}に対応するべきである。２つの差圧（修正されていないものと修正されたものの差）を比較することによって、後で説明する修正関数の正しさを評価することができる。差圧が所定量を超えて互いに異なる場合には、システムの再較正が望ましい。

ステップａ）
図２Ｂと同様に、図４は、クランプ装置を閉じた後のクランプされたチューブの信号経過を示している。しかしながらここでは、第１の圧力センサーＰＡの力信号が、秒（ｓ）での時間ｔにわたり電圧（Ｖ）単位において電圧値の形態で例として示されている。時刻ｔ０（ｔ０＝０ｓ）で、クランプ装置は閉じられる。治療前及び治療中の時間の、図２Ｂから既に知られている信号経過が示されている。信号経過における減少は、力センサーとチューブ内の流体との間の圧力伝達に影響を与えるチューブ材料の粘弾性特性によって説明可能である。チューブの弾性部分は、リセット力を発生する。チューブの粘性部分は、チューブのゆっくりとした不可逆的な変形を引き起こす。このチューブの変形は、リセット力を減じ、よってチューブが力センサーを押す力をも減じさせる。図４に示されているリセット力の経過は、ドリフト信号とも呼ばれる。力センサーの力信号又は圧力信号をチューブ内部圧力のみに依存する信号として表すことができるようにするために、測定された力信号又は圧力信号からそれを計算／除去する、即ち、測定された力信号からドリフト信号を差し引くことができるために、ドリフト信号を決定するのが有用である。

チューブの粘弾性挙動は、一般に式（１）に従い、その結果、ドリフト信号は、数学的修正関数として記述でき、次の式に従う。
ｆ（ｔ）＝ａ_０・ｔ^－ｂ （１）

ここで、ｔは時間であり、ａ_０及びｂは、未知の定数である。力信号は、電圧値として出力されるため、ｆ（ｔ）は、単位Ｖを有する。

式をさらに使用するため、フィッティングによって定数ａ_０及びｂを決定するのが有益である。この目的のために、ポンプＢＰとＦＰＥ又はＦＰＡとのポンプ比を調整することによって一定のチューブ内部圧力を発生することが必要である。さらに、一定のチューブ内部温度が必要である。チューブを流れる代替物は、３６°に予熱され、その結果、チューブ内部温度も一定になる。さらに、圧力センサー、ここでは第１の圧力センサーＰＡの力信号は、測定において決定される。しかしながら、第２の圧力センサーＰＢＥなどの別の圧力センサーの力信号も使用可能である。第１の圧力センサーＰＡの力信号の経時経過は、図５で見ることができる。

図５において、力信号は、秒［ｓ］単位の時間ｔの関数として単位ボルト［Ｖ］により電圧として示されている。０秒から約１２００秒までの時間範囲において、いわゆる「プライミング」中、チューブの能動的使用前、つまり治療前の状態が存在する。治療前、患者は、透析装置６に接続されておらず、この場合、透析装置６は、図３Ａに関連して説明及び示されているように構成されている。約１２００秒から始まる時間範囲では、治療中の電圧信号が示され、これは「治療」とも呼ばれる。治療中、患者は透析装置６に接続され、よってこれは、図７に関連して説明及び示されるように構成される。

この力信号を使用して定数ａ_０及びｂを決定できるようにするために、力信号ｆ（ｔ＝ｔ１）及びｆ（ｔ＝ｔ２）のそれぞれの信号値は、治療前の範囲における２つの特定の時刻ｔ１及びｔ２でのフィッティングにおいて決定される。図５に示す例では、時刻ｔ１＝６００ｓ、及びｔ２＝８００ｓが選択された。これにより、次の式（２）及び（３）の方程式になり、これらは、定数ａ_０及びｂを得るために解かねばならない。

Ｉ ｆ（ｔ＝ｔ１）＝ａ_０・ｔ１^－ｂ （２）
ＩＩ ｆ（ｔ＝ｔ２）＝ａ_０・ｔ２^－ｂ （３）

方程式Ｉ、つまり式（２）から、ａ_０は、次のように表すことができる。
ａ_０＝ｆ（ｔ＝ｔ１）・ｔ１^ｂ （４）

式（４）に示される形のａ_０を式（３）に代入すると、式（５）に示されている形のｂが得られ、この場合、それは、既知の時刻ｔ１、ｔ２、及び力信号ｆ（ｔ＝ｔ１）及びｆ（ｔ＝ｔ２）の対応する信号値のみに依存し、よって次のように計算できる。

ｂ＝ｌｎ（ｆ（ｔ＝ｔ２））－ｌｎ（ｆ（ｔ＝ｔ１））／（ｌｎ（ｔ１）－ｌｎ（ｔ２）） …（５）

ｂの値を決定した後、この値は式（４）に挿入することができ、その結果、定数ａ_０の値が得られ、方程式（１）は、使用されるチューブの粘弾性挙動を表す。選択された時刻ｔ１及びｔ２、並びにこの手法において適用できる電圧値により、ａ_０の値は１．１９であり、ｂの値は０．０３である。

ステップａ）は、ここではＰＡ圧力センサーの例として示され、ＰＢＥ圧力センサーに関しても類似的に実行される。

ステップｂ）
次に、適切な圧力参照信号を使用して、測定された力信号が修正され、圧力信号に変換されるようになる。これは、治療前の段階で、チューブ内部圧力が変化したとき、例えばそれが低下したときにおいて、又は第１レベルと比較して異なる圧力を有する第２の一定の圧力レベルを介して、行われる。例えば、治療準備のためにチューブが代替ポートＳＰ１、ＳＰ２から切断されたとき、チューブ内部圧力は低下する。第２の圧力レベルは、血液ポンプ及びフローポンプの異なるポンプ比によって設定することができる。ステップｂ）は、第１の圧力センサーＰＡの例として実行される。

最初に、ａ_０及びｂに関する計算された値（方程式（１）から得られたｆ（ｔ）の値）を有するドリフト信号ｆ（ｔ）が、電圧値（Ｖにおける）として出力される第１の圧力センサーＰＡで測定された力信号Ｐ_{Ｓ＿ｇｅｍ}から差し引かれる。したがって、修正された力信号Ｐ_{Ｓ＿Ｋｏｒｒ}は、以下の方程式に従う（式（６））。

Ｐ_{Ｓ＿Ｋｏｒｒ}＝Ｐ_{Ｓ＿ｇｅｍ}－ｆ（ｔ） （６）

次に、第１の圧力参照センサーＰＨＯＰを使用して、圧力参照値Ｐ_ＰＨＯＰが単位ｍｍＨｇで取得され、図における関連の電圧値Ｐ_{Ｓ＿Ｋｏｒｒ}［Ｖ］にわたりプロットされる。これは、図６において例として示されている。

図６における図では、ｙ軸における測定された圧力参照値Ｐ_ＰＨＯＰは、ｘ軸における計算された電圧値Ｐ_{Ｓ＿ｋｏｒｒ}の上方に点としてプロットされ、これらの点に関して線形進行／経過が示されている。これに一致して、直線Ａは、数学的に決定され、それらの点を最も良く通り、よって電圧値Ｐ_{Ｓ＿ｋｏｒｒ}と、それらから計算された圧力修正値Ｐ_{Ａ＿Ｋｏｒｒ}との間の関係を表している。この関係は、式（７）の形で以下のように数学的に表すことができる。

Ｐ_{Ａ＿Ｋｏｒｒ}＝ｍ・Ｐ_{Ｓ＿ｋｏｒｒ}＋ｔ （７）

ここで、ｍは直線の傾きであり、スケーリング値とも呼ばれる。ｔは、直線がｙ軸と交差する圧力参照値であり、オフセット値とも呼ばれる。示されている例では、スケーリング値は、５２７８ｍｍＨｇ／Ｖであり、オフセット値は、２３ｍｍＨｇである。

このことは、第１のクランプ装置、即ち第１の圧力センサーＰＡの修正された、よって正しい圧力信号Ｐ_{Ａ＿ｋｏｒｒ}が、治療前に知られ、ステップｂ）が完了することを意味する。

ＰＢＥ圧力センサー用のステップｂ）は、ここに示すＰＡ圧力センサー用の手順に類似するが、ここでは、ＰＨＯＰ圧力参照センサーの代わりにＰＶ圧力参照センサーが参照として使用される。

例えば、チューブ内部圧力値及び／又はチューブ内部温度は、治療前の状態から治療中の状態に変化する可能性があるため、第１及び／又は第２の圧力センサーの測定された力信号用の修正が治療中に繰り返し実行されることが推奨される。

ステップｃ）
治療中、図２Ａに示される配置は、図７に示されるように変化する。図７において、
動脈及び静脈チューブ部分１ａ及び１ｂは、患者に接続されていることを見ることができる。この場合、患者の心臓は、透析液の流入ポンプと流出ポンプに取り替えられる。動脈チューブ部分１ａに接続されている患者の（腕）動脈、及び静脈チューブ部分１ｂに接続されている患者の（腕）静脈は、人工接続１６を介して、特に患者のシャントを介して互いに接続されている。その結果、同じ血圧及び同じ血流値が患者の静脈及び動脈（一般的用語では血管としても呼ばれるかもしれない）に存在する。透析器にバイパスを設定することによって、同じ血圧及び同じ血流値が動脈及び静脈のチューブ部分１ａ、１ｂにおいて、したがってチューブ及び患者の静脈からなるシステム全体において、も存在する。実験では、ウォーターポンプ、温水槽、及び抵抗圧弁を有する実験患者回路をシミュレートすることが考えられる。

ステップｃ）についての較正及び参照の原則は、ステップｂ）の場合に等しい／同じである。繰り返しになるが、圧力センサーの測定された力信号は、ステップａ）で見つけられた修正信号によって修正され、修正された圧力信号は、修正された圧力信号とステップｂ）からわかった修正された力信号との関係から計算可能である（（ステップｂ）で決定されたスケーリング値及びオフセット値を有する式（６）を参照すること）。

ステップｃ）は、第１及び第２のＰＡ、ＰＢＥ圧力センサーに関して実行され得る。しかしながら、ここでは、従来のＰＶ圧力参照センサーがＰＢＥ圧力センサー及びＰＡ圧力センサーの両方用の圧力参照センサーとして機能し、ＰＡ圧力信号及びＰＢＥ圧力信号を同時に参照することを可能にする。

状況を簡単にするために、透析器の流れをバイパスに切り替えることによって、圧力参照センサーＰＶを使用して、第２の圧力センサーＰＢＥの圧力信号のみを参照することが可能である。ＰＡクランプ装置の位置及びＰＢＥクランプ装置の位置でのチューブの製造関連の同一の特性に起因して、ＰＢＥ圧力信号に関して見つけられた修正関数は、たとえこの方法がＰＡ圧力信号及びＰＢＥ圧力信号のそれぞれに関する修正関数を決定するほど正確ではないとしても、ＰＡ圧力信号に適用可能である。

本発明による方法の結果
修正された圧力信号をフィルタリング及びスケーリングした後、この信号は、対応する直接測定された圧力参照信号と比較することができる。この比較は、修正された圧力信号Ｐ_{Ａ＿ｋｏｒｒ}及び対応する圧力参照信号Ｐ_ＰＨＯＰ用の一例として、図８に示されている。

図８における図は、計算された圧力修正信号Ｐ_{Ａ＿Ｋｏｒｒ}の経過、及び直接測定された圧力参照信号Ｐ_ＰＨＯＰの経過が一致することを示している。このことは、ａ_０及びｂ用の計算された値と共に（１）からの数学的修正関数は、ドリフト経過を排除できることを意味するが、これは、チューブ内部圧力及びチューブ内部温度が一定である場合にのみ有効である。例えば、第２の電圧値ｆ（ｔ２）が測定されたときにチューブ内部圧力が変化する場合には、修正関数は、ドリフト信号の経過を表すのに適していない。

参照可能性
以下では、図９及び図１０Ａは、対応する圧力参照センサＰＨＯＰ及びＰＶの圧力経過と比較して、動脈圧力Ｐ_Ａ及び透析器入口圧力Ｐ_ＰＢＥを測定するために従来使用される圧力センサーの圧力経過をそれぞれ示している。

図９では、動脈圧力を測定するための従来の第１圧力センサーＰＡ＿ｈｅｒｋの圧力経過が、治療前の第１圧力参照センサーＰＨＯＰの圧力経過と比較されている。ｍｍＨｇ単位の圧力経過が秒単位の時間ｔの経過で示されている。さらに、圧力ゼロを繰り返し示す、血液ポンプＢＰの圧力経過が示されている。血液ポンプＢＰは、繰り返し停止され、ＰＡ＿ｈｅｒｋセンサー及びＰＨＯＰセンサーの一定圧力値を発生する。

ＰＡ＿ｈｅｒｋ圧力センサー及びＰＨＯＰ圧力参照センサーの２つの圧力信号の曲線は、類似しており、互いに平行に、ここでは曲線の平行シフト／約２０ｍｍＨｇの圧力差により、経過することを見ることができる。２つの圧力信号曲線の違いは、第１の圧力センサーＰＡ＿ｈｅｒｋと第１の圧力参照センサーＰＨＯＰとの高さの違いに起因するものである。この構成例では、第１の圧力参照センサーＰＨＯＰが第１の圧力センサーＰＡよりも高く装着されている（図２Ａを参照）。

従来の圧力センサーと圧力参照センサーとの圧力差が考慮される必要はあるが、図９における比較は、圧力参照センサーが動脈圧力用の参照センサーとして適していることを示している。

図１０Ａは、治療中の、秒単位の時間と共にｍｍＨｇ単位において、第２の圧力参照センサーＰＶの圧力経過と比較して、動脈圧力を測定するための従来の第１の圧力センサーＰＡ＿ｈｅｒｋ及び透析器入口圧力を測定するための従来の第２の圧力センサーＰＢＥ＿ｈｅｒｋの圧力経過を示している。図１０Ｂは、図１０Ａからの圧力値と同時に記録された、ｍｌ／分での血液ポンプ流量の、及びｍｍＨｇでのシミュレートされた患者圧力の時間経過を描いた図を示している。

血液ポンプ流量がゼロ、つまり血液ポンプが停止しているときの時間での範囲において、センサーＰＡ＿ｈｅｒｋ、ＰＢＥ＿ｈｅｒｋ、ＰＶの圧力信号は、互いに一致し、一定である。これらの一定圧力範囲では、２つの圧力センサーＰＡ＿ｈｅｒｋ及びＰＢＥ＿ｈｅｒｋの圧力経過は、本質的に一致しており、圧力参照センサーＰＶの圧力経過との圧力差がある。これは、この場合、約２０ｍｍＨｇであり、圧力センサーＰＡ＿ｈｅｒｋ、ＰＢＥ＿ｈｅｒｋ、及び圧力参照センサーＰＶの間の高さの差によって説明することができる。

再度、従来の圧力センサーと圧力参照センサーとの間の圧力差を考慮する必要があるが、図９における比較は、第２の圧力参照センサーが動脈圧力及び治療中の透析液入口圧力用の参照センサーとして適していることを示している。

温度ドリフト
今までのところ、上の記述は、一定のチューブ内部圧力及び一定のチューブ内部温度を仮定している。しかしながら、ステップｂ）とステップｃ）との間、つまり治療前のフェーズと治療中のフェーズとの間では、充填されたチューブにおいて、参照センサー値と圧力センサー値との間で線形偏差につながることができる温度差があるかもしれない。

このような偏差は、図１１Ａの図において、ＰＢＥ圧力センサー及びＰＶ圧力参照センサーに関して例示的に示されている。図１１Ｂは、ＰＢＥ圧力センサー及びＰＶ圧力参照センサーの測定点での対応する温度経過を示している。これらの２つの測定点での温度を決定することができるために、ＰＢＥクランプ装置及び／又はＰＡクランプ装置に温度センサーを統合（一体化）する必要がある。ここで、治療前（約９００秒まで）の較正は、Ｔ１例えば３５．８℃で行われ、治療中の較正は、Ｔ２例えば３７．２℃で行われる。治療前と治療中との温度差ΔＴ（＝Ｔ２－Ｔ１）、これはここでは１．４℃、に起因して、図１１Ｂに示される計算されたＰＢＥ圧力信号は、治療中ＰＶ参照信号に従わず、直線的にそれから外れる。研究によると、圧力信号と参照信号とのずれ（偏差）は、治療前及び治療中の温度のずれ（偏差）に直線的に比例する。圧力信号は、実験的に決定された修正関数を使用して修正することができる。

図１２Ａは、圧力信号と参照信号との間の圧力のずれ、及び秒単位での時間ｔにわたる直線Ｂを示している。この例では、直線方程式は次の形式になり、これは式（８）に示される。

ＰＢＥ信号＝ －０．００６４１８２・ΔＴ＋３．４２８２ （８）

図１２Ｂは、決定された式（８）を使用して修正されたＰＢＥ圧力信号を示しており、これは、ＰＶ参照信号と一致していることが再び示されている。

圧力信号と参照信号との間の偏差（ずれ）と、治療前及び治療中の温度のずれ（偏差）との間の線形関係の代替として、多項式関係も存在し得る。しかしながら、たとえそのような関係が線形の関係よりもより正確にずれ（偏差）を表すことができる場合でも、対応の式を計算するためには、より多くの計算能力が必要である。

図１３Ａは、図１２Ａと同様に、圧力信号と参照信号との間の圧力偏差、及び、秒単位での時間ｔにわたり、そのために計算された多項式Ｃを示している。この例では、ＰＢＥ圧力信号は、式（９）に示される多項式偏差に従う。

ＰＢＥ信号＝２．６２８７・１０^－６・ΔＴ^２－０．０１８４８６＋１５．８８２６ （９）

図１３Ａは、決定された式（９）を使用して修正されたＰＢＥ圧力信号を示しており、これは、ＰＶ参照信号と一致していることが再び示されている。

第２実施形態
第２実施形態は、第１実施形態に類似しており、よって、第１実施形態との違いのみを以下に詳述する。

ステップｃ）（治療中）における圧力信号ＰＢＥ及びＰＡの参照圧力測定は、また、第１実施形態に記載された方法の代替として、静脈チューブクランプＳＡＫＶ及び動脈チューブクランプＳＡＫＡを使用して実行され得る。

この目的のために、第１構成例のように、透析器の流れがバイパスに切り替えられ、チューブクランプＳＡＫＶ及びＳＡＫＡが閉じられる。チューブにおいて耐圧性に優れた接続が作成される。血液ポンプＢＰが停止する。しかしながら、遅延に起因して、血液ポンプＢＰは、停止後も短時間回転し続け、その結果、動脈チューブ部分に負圧が発生し、静脈チューブ部分に正圧が発生する。これは、時間経過にわたり互いに同じ圧力比を有する。ＰＢＥ圧力信号は、ＰＶ圧力参照センサーを使用して較正される。ＰＡ圧力信号は、ＰＶ圧力参照センサーを使用して較正することもできる。

閉じられたチューブクランプＳＡＫＶ及びＳＡＫＡに起因して、患者は、体外回路から遮断されるので、この代替バージョンは、患者とは無関係にステップｃ）で実行することができる。しかしながら、この場合、血液は、もはや体外回路を循環せず、その結果、血液は、流路において凝固し、温度は低下するかもしれない。しかしながら、血液の凝固及びその温度低下は、血液ポンプ停止の継続時間に依存し、よってこれは、可能な限り短くしなければならない。

したがって、本発明は、第１の力センサー／第１の圧力センサーを較正するための方法を提供し、これは、第１の圧力、特に動脈圧力を、流体で満たされた（第１の）チューブ、これは体外（血液）回路における透析チューブ内部の力信号の形態において測定する。圧力センサーは、（第１の）チューブによって引き起こされるドリフト信号を、（別個の）第１の圧力参照（基準）センサーによって得られる圧力参照（基準）信号を使用して、チューブのパラメータに依存しない修正関数によって修正するために、（第１の）チューブに直接当接し／（第１の）チューブに直接隣接して、第１クランプ装置に統合／挿入される。本発明によれば、以下のステップが実行される。即ち、

ａ）一定のチューブ内部圧力及び一定のチューブ内部温度で第１圧力参照センサーによって測定された対応の圧力参照信号を使用して、第１クランプ装置内のチューブをクランプすることによって得られるドリフト信号を修正する修正信号を見つけるため少なくとも一つのチューブパラメータ独立修正関数の回帰分析及び予測のステップ、
ｂ）チューブの能動的使用前に、第１圧力参照センサーによって測定された圧力参照信号により、第１の力センサーによって測定され、修正信号を使用して修正された、力信号の第１の較正のステップ、ここで、チューブの能動的使用においてチューブは患者に接続される、
ｃ）第１の力センサーによって測定され、かつ、チューブの能動的使用中に第２の（別個の）圧力参照センサーによって測定された圧力参照信号により、第1の圧力センサーによって測定され（前に予測された）修正関数を使用して修正された、力信号の第２の較正のステップ。

この方法は、第１の圧力に加えて、第２のクランプ装置に統合（一体化）された第２の力センサー／第２の圧力センサーで測定された第２の圧力、特に透析器入力圧力が測定及び修正されることができるように構成されることができる。これにより、第２の力センサーの力信号は、第２の圧力参照センサーで測定された圧力参照信号により、第１の較正において及び第２の較正において、較正される。このようにして、チューブ内部圧力は、体外回路における２つの異なるポイントで、流体と空気とが接触することなく、測定及び修正されることができる。

本発明による方法の有利な実施形態は、これは独立してクレームされ得る、（第１の）チューブ（例えば、透析装置の又は血液ポンプの体外血液チューブ）が動脈部分（血液入口部分）及び静脈部分（血液出口部分）を備えることを提供する。第１及び／又は第２の圧力／力センサー、並びに第１の圧力参照センサーは、好ましくは、動脈部分に配置される。第２の圧力参照センサーは、これは静脈部分におけるチューブ内部圧力をチェックするための圧力／力センサーであり得、（唯一のものとして）クランプ装置に統合されない共通の圧力センサーであり、ドリフト信号を発生しない、静脈部分に配置される。これは、（第１の）チューブの静脈部分における圧力が、好ましくは従来の圧力測定方法による第２の圧力参照センサーを介して、例えばＴピース又は可撓性膜（向上した精度を有する）を介して、（唯一のものとして）測定されることを意味する。これは、第２の圧力参照センサー（唯一のものとして）が、さらに好ましくは、ルアーロック接続を介して、（第１の）チューブが接続されている機構に接続されることを意味する。したがって、参照は、クランプ装置に統合されたセンサーよりもより高価であるが、より高い精度を有する圧力参照センサーを介して実行される。第１圧力参照センサーは、動脈チューブ部分の領域に配置され、好ましくは、圧力測定用の圧電素子を有する。

さらに、一定のチューブ内部圧力は、第１のポンプ、特に血液ポンプと、第２のポンプ、特に透析液入力フローポンプ及び又は透析液出力フローポンプとの間のポンプ比を調整することによって達成可能であることが提供され得る。それら２つのポンプ間のポンプ比を調整することによってチューブにおいて一定圧力を生成することは、特に信頼でき、簡単である。本発明による方法に関して、充填されたチューブにおける一定圧力は、不可欠である。

さらに、体外回路、並びに少なくとも１つの圧力／力センサー、特にクランプ装置に統合され、動脈及び静脈部分と共に液体充填されたチューブにおけるチューブ内部圧力測定用の、動脈圧力／力センサー、及び／又は透析液入力圧力／力センサー、を有する装置が提供される。さらに、装置は、少なくとも１つの圧力センサーによって出力される圧力／力信号を参照する少なくとも１つの圧力参照センサー、特に動脈及び／又は静脈力あるいは圧力参照センサー、を備える。少なくとも１つの圧力参照センサー、特に動脈及び／又は静脈圧力参照センサーは、クランプ装置として構成されていない、又はクランプ装置に統合されるように設けられていない（クランプ装置なしの構成）。さらに、装置は、好ましくは、少なくとも第１ポンプ及び第２ポンプを備える。装置は、本発明の前述の態様の少なくとも１つによる、少なくとも１つの圧力参照センサーの参照信号を使用して、少なくとも１つの圧力センサーの圧力信号を較正するための方法を使用するように設けられ及び適応される。

Claims (10)

1. チューブ（１）内、好ましくは体外回路における透析器チューブ内に存在する液体の第１圧力を力信号の形態で測定する第１圧力センサー又は力センサー（ＰＡ）を較正するための方法であって、ここで第１圧力センサー又は力センサー（ＰＡ）は、チューブ（１）に直接当接して第１クランプ装置に統合又は挿入される、
   ａ） 一定のチューブ内部圧力及び一定のチューブ内部温度で、第１の力又は圧力参照センサー（ＰＨＯＰ）によって測定された対応する力又は圧力参照信号を使用して、ドリフト信号を修正するための修正信号を見つけるために少なくとも１つのチューブパラメータに依存しない修正関数の回帰分析及び予測のステップ、
   ｂ） チューブの能動的使用の前に第１の力又は圧力参照センサー（ＰＨＯＰ）によって測定された力又は圧力参照信号により、第１圧力センサー又は力センサー（ＰＡ）によって測定され修正信号を使用して修正された、圧力又は力信号の第１較正のステップ、
   ｃ） チューブの能動的使用中に第２の力又は圧力参照センサー（ＰＶ）によって測定された力又は圧力参照信号により、第１圧力センサー又は力センサー（ＰＡ）によって測定され修正信号を使用して修正された、圧力又は力信号の第２較正のステップ、
   によって特徴付けられる、較正方法。
2. 第１圧力に加えて、第２のクランプ装置に統合された第２の力センサー又は圧力センサー（ＰＢＥ）により測定される第２の圧力、特に透析器入力圧力、が測定及び修正され、
   第２の圧力又は力センサー（ＰＢＥ）の圧力又は力信号は、第２の力又は圧力参照センサー（ＰＶ）により測定された力又は圧力参照信号により、第１較正及び第２較正において較正される、請求項１に記載の較正方法。
3. チューブ（１）は、動脈部分（１ａ）及び静脈部分（１ｂ）並びに第１及び／又は第２の圧力センサー又は力センサー（ＰＡ、ＰＢＥ）を備え、チューブ（１）の能動的使用の前においては、第１の力又は圧力参照センサー（ＰＨＯＰ）は、動脈部分（１ａ）に配置され、クランプ装置と相互作用しない第２の力又は圧力参照センサー（ＰＶ）は、静脈部分（１ｂ）に配置される、請求項１に記載の較正方法。
4. 第１及び第２の力又は圧力参照センサー（ＰＨＯＰ、ＰＶ）はそれぞれ、対応する圧力センサー（ＰＡ、ＰＢＥ）よりも高い測定精度を有する、請求項１に記載の較正方法。
5. 第２の力又は圧力センサー（ＰＢＥ）の較正のため、及び第１及び第２の力又は圧力センサー（ＰＡ、ＰＢＥ）の較正のために、チューブ内部圧力は、チューブ（１）の動脈部分（１ａ）におけるバイパス回路を介して、チューブ（１）の静脈部分（１ｂ）におけるチューブ内部圧力に一致している、請求項２に記載の較正方法。
6. 一定のチューブ内部圧力は、第１ポンプ、特に血液ポンプ（ＢＰ）と、第２ポンプ、特に、透析液入力フローポンプ（ＦＰＥ）及び／又は透析液出力フローポンプ（ＦＰＡ）との間のポンプ比を調整することによって、チューブの能動的使用前に得られる、請求項１に記載の較正方法。
7. ドリフト信号は、クランプされたチューブ（１）のリセット力である、又はそれに対応する、請求項１に記載の較正方法。
8. 第１及び／又は第２の圧力又は力信号は、線形再帰を介して対応する力又は圧力参照信号によって圧力信号に変換される、請求項１に記載の較正方法。
9. ２つの圧力又は力センサーが使用される場合、第１の圧力又は力センサー（ＰＡ）は、第１ポンプの入口開口部に配置され、特に統合され、及び第２の圧力又は力センサー（ＰＢＥ）は、第１ポンプの出口開口部に配置される、特に統合される、請求項４に記載の較正方法。
10. 体外回路と、動脈部分（１ａ）及び静脈部分（１ｂ）を有する流体充填チューブ（１）におけるチューブ内部圧力測定のための、クランプ装置に統合された少なくとも１つの圧力又は力センサー（ＰＡ、ＰＢＥ）、特に動脈圧力もしくは力センサー、及び／又は透析液入口圧力又は力センサーと、圧力センサー又は力センサー（ＰＡ、ＰＢＥ）によって出力された圧力又は力信号を参照するために設けられ、クランプ装置として設計されていない少なくとも１つの力又は圧力参照センサー（ＰＨＯＰ、ＰＶ）、特に動脈及び／又は静脈力又は圧力参照センサー、とを備え、かつ少なくとも第１ポンプ及び第２ポンプを備え、かつ請求項１から９のいずれかに一つによる、少なくとも１つの力又は圧力参照センサー（ＰＨＯＰ、ＰＶ）の参照信号によって少なくとも１つの圧力又は力センサー（ＰＡ、ＰＢＥ）の圧力又は力信号を較正する方法に適用するために設けられる、装置。

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