JP3232483B2 - 血液採取量制御校正システムおよび方法 - Google Patents

血液採取量制御校正システムおよび方法

Info

Publication number
JP3232483B2
JP3232483B2 JP50081494A JP50081494A JP3232483B2 JP 3232483 B2 JP3232483 B2 JP 3232483B2 JP 50081494 A JP50081494 A JP 50081494A JP 50081494 A JP50081494 A JP 50081494A JP 3232483 B2 JP3232483 B2 JP 3232483B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
pressure
flow
fluid
blood
zero
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP50081494A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH07507462A (ja
Inventor
ポール アール． プリンス
ロビン シー． ハフ
Original Assignee
バクスター インターナショナル インコーポレーテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by バクスター インターナショナル インコーポレーテッド filed Critical バクスター インターナショナル インコーポレーテッド
Publication of JPH07507462A publication Critical patent/JPH07507462A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3232483B2 publication Critical patent/JP3232483B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G05—CONTROLLING; REGULATING
    • G05D—SYSTEMS FOR CONTROLLING OR REGULATING NON-ELECTRIC VARIABLES
    • G05D7/00—Control of flow
    • G05D7/06—Control of flow characterised by the use of electric means
    • G05D7/0617—Control of flow characterised by the use of electric means specially adapted for fluid materials
    • G05D7/0629—Control of flow characterised by the use of electric means specially adapted for fluid materials characterised by the type of regulator means
    • G05D7/0676—Control of flow characterised by the use of electric means specially adapted for fluid materials characterised by the type of regulator means by action on flow sources
    • G05D7/0682—Control of flow characterised by the use of electric means specially adapted for fluid materials characterised by the type of regulator means by action on flow sources using a plurality of flow sources
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30—Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/301—Details
    • A61M1/303—Details having a reservoir for treated blood to be returned
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30—Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/301—Details
    • A61M1/305—Control of inversion point between collection and re-infusion phase
    • A61M1/306—Pressure control, e.g. using substantially rigid closed or gas buffered or elastic reservoirs
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3639—Blood pressure control, pressure transducers specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3653—Interfaces between patient blood circulation and extra-corporal blood circuit
    • A61M1/3656—Monitoring patency or flow at connection sites; Detecting disconnections
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30—Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3344—Measuring or controlling pressure at the body treatment site
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3351—Controlling upstream pump pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3355—Controlling downstream pump pressure
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00—Surgery
    • Y10S128/13—Infusion monitoring

Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 本発明は生体被検者に適用する血流制御システム並び
にさらに特定的には実際の被検者のデータから各々のド
ナーもしくは患者のために個別に決定された血液流量制
御曲線に基づいて血流速度を制限することによって血流
を最適化するヘマフェレーシス血流制御システムに係
る。さらに特定的には、本発明は血管から血液を抜き取
る速度を制御しかつ最適化し、したがって血液を抜き取
る過程で閉塞性障害（たとえば血管の虚脱または管類の
破損）が発生する回数もしくは程度あるいはその両方を
緩和するための改良された血流制御システムに係る。
背景技術 プラスマフェレーシス、血小板フェレーシス、血漿交
換療法または血漿分離処理、等々のような採血システム
およびヘマフェレーシスシステム、並びにその他のシス
テムでは生体被検者から体液を除去しまたは被検者へ体
液を再輸注することが必要であることは公知である。プ
ラスマフェレーシスシステムの場合は、全血が被検者か
ら採取され、全血から血漿が分離され、そして全血より
高い濃度の血球を含む抽出物質が被検者へ再輸注によっ
て戻され、いっぽう分離された血漿は保存されて希望す
る目的のために使用される。しばしば、選択された量の
食塩水またはその他の液が被検者へ輸注されて、全血か
ら分離された血漿の量に取って代わる。処置設備および
保守職員の利用を最適化し、かつ被検者に与える不便と
不快を最小化するため、出来るだけ迅速に体液を採取す
ることがしばしば望まれる。しかしながら、流速に課さ
れる生理学的制約がどれだけ迅速にポンピングが実行さ
れ得るかに対して実際的な限界を与える。
採血中に、もしポンピング速度が静脈切開針またはカ
テーテルの挿入された静脈の血流容量を上回れば、静脈
内圧はほぼ大気圧以下に下降し、そして静脈側壁は大気
圧下で虚脱する。以後の説明では、大気圧は圧迫カフか
ら離れ手足に向かう部位の静脈周辺の局部的血管外圧を
意味するものとする。この種の静脈の虚脱が起こると、
血液ポンプは停止するか、あるいは静脈内血流が静脈内
圧を大気圧より高い点まで回復させ、こうして静脈の虚
脱した部位を再び満たすまでかなり速度を緩めなければ
ならない。
しばしば、静脈が針の周辺で虚脱すると、針の先端は
静脈の側壁に対して押し付けられた状態になるであろ
う。これが起こると針はしばしば静脈側壁内に嵌め込ま
れるか、あるいは針および管内に不意の閉塞に続いて生
じる可能性のある負の圧力によって、静脈壁に封じ込め
られるであろう。そこで針は先に虚脱された静脈に血液
が再び満たされた後でもなお閉塞状態にとどまる。そこ
でかなりの付加的な時間的遅延を費やして針を除去し、
位置決めをし直すことが必要になる可能性がある。
さらに、静脈内圧が大気圧以下に下降し、静脈の虚脱
が起きるときはいつも、増加した血流量シエアは血小板
活性化または溶血を引き起こす恐れがある。また、針が
静脈壁に沿って内皮細胞に損傷を与え、血液凝固に到る
恐れがある。これは特に凝固阻止剤の添加に先立つ初期
処置段階では、凝固カスケードの開始は希望の体外血液
処置を著しく害するか、もしくは無用にしてしまうか
ら、望ましくない。
血液が血管から抜き取られる最適速度を予想するの
は、血管内血流速度および血流量が患者から患者でかな
り変化するため、困難である。所定の患者の場合であっ
ても、血管内血流速度容量は所定時限を越えて相当に変
化し得る。末端静脈（たとえば前腕窩の表層静脈）から
の採血時に、末端静脈を走る血流の瞬時変化が生理学的
変数の変化および／または血管を取り囲む筋肉の収縮／
弛緩によって観察されるかもしれない。静脈内を血液が
相対的に連続して流れ続けるようにするために、供血者
に採血処置中に筋肉の収縮／弛緩を交換して実行 通
常採血部位に近い手で支えた物体を強く握り締めること
によって することを求めることが通常行われてい
る。しかしもし供血者が握り締めを繰り返すことに励ん
でくれなければ、あるいはもし供血者が物体を間欠的に
しか握り締めてくれなければ、採血処置中に表層静脈内
の血流に極端な変化が起こるかもしれない。
針に隣接する経路圧力を測ることによってポンプの血
流速度を最適化することは、針を横切る圧力降下が流
速、血液粘度に従うヘマトクリット値、針の寸法などの
因子によって事実上変化するから不確実である。したが
って最適値をはるかに下回る重力駆動流速またはほとん
どの患者の血流容量内で良いと分かっているポンピング
速度を頼みにするのが通例である。これは最適流速より
はるかに低いかもしれない。
プラスマフェレーシスシステムが体液を受け取りかつ
送り返すためにリザーバとして働く構造は、レイサム・
ジュニア（Latham,Jr.）の米国特許第4,086,924号名称
「プラスマフェレーシス装置」に開示されている。この
装置では、静脈圧と重量下で血液採取が実行される。プ
ラスマフェレーシスシステムのための多重−速度血液ポ
ンプはこの流速に適うように加速または減速される。再
輸注は比較的低い速度条件にセットされた血液ポンプで
所定の速度で行われる。
さらに能力のある血流制御システムはプリンス外（Pr
ince,et al.）の米国特許第4,657,529号に開示されて
いるが、この特許は本出願と同一の譲受人に譲渡された
もので、参考としてここに引用する。本発明システムの
場合と同様に、先行特許に開示したシステムは測定され
た経路内流圧に基いて血流量を調節するためプログラム
されたディジタルプロセッサを用いている。流速、すな
わちポンプ速度は静脈閉塞を避けながら一定の最大流速
に達するべく調節される。その特許に開示されたシステ
ムは先行技術の血流制御システムに対して有意義な改良
をもたらしてはいるが、制御曲線の勾配測定のエラーの
ために、血管内に負圧を生じ、これが静脈虚脱に到る場
合もあることが経験的に指摘されている。こうして、必
要なものはもっと正確な勾配計算を用いた改良された血
液採取の校正・制御システム並びに方法である。
発明の要約 本発明は人体から適正に制御された流速で血液を採取
するためのシステムに係る。
本発明の広義の態様によれば、たとえば血管のような
可変の源から各患者にとって最適な速度での血液の採取
を校正し制御するための改良された方法およびシステム
が提供される。血流制御システムは最初の血流経路によ
って血管に流動的に結合された体液リザーバを含んでい
る。体液リザーバへの最初の血流経路を通って血管から
血液をポンピングするためにポンプが備えられている。
ゼロ流圧指示および一連の経路圧測定を含む圧力指示を
測定するために圧力センサが備えられ、さらに最初の血
流経路内で流速を測定するために流速センサが備えられ
ている。測定された圧力および流速指示を受け取り処理
し、さらに測定された圧力および流速の変化にしたがっ
て流速制御信号のポンプへの付与を調節する流量制御曲
線を描くために流速制御システムが備えられている。さ
らに正確なゼロ流圧測定を得ることによって、そして一
連の周期的経路圧力測定を得ることによって、先行技術
で可能であったよりもっと正確な制御曲線を描くことが
できる。
一般に本発明方法の手順を実行するために制御システ
ムがプログラムされ、適用されている。この制御システ
ムは以下の特徴を含む： （ａ） ゼロ流速での患者の血圧を指示する手段； （ｂ） 複数個の周期的経路圧測定を含む校正流速曲線
を描く手段； （ｃ） 前記校正流速曲線の勾配、前記ゼロ流圧指示、
および所定の血管内圧値に対応する前記ゼロ流圧指示か
らの移行を用いて流速制御曲線を描く手段；および （ｄ） 正規作動条件下で実際の流速を流速制御曲線に
沿う大きさに制限する流速制御信号を発生する手段。
本発明の好ましい実施例によれば、校正および制御シ
ステムは静脈内圧の有効な作動範囲を広げるため血管を
取り囲む患者の筋肉を圧迫するために用いられる圧迫カ
フを含む。圧迫カフ圧力は静脈に流れ込むどれほどかの
血液を除いてカフ圧力より高い静脈内圧がカフの下を流
れる血液の全部になるだろうという事実によって最大作
動圧力の指示を与える。
さらに本発明の好ましい実施例によれば、校正流速曲
線を描く手段は、（１）ゼロ流速圧力を決定するため圧
迫カフの圧力を抜く手段および（２）圧迫カフに与圧す
るための手段と、多数の測定を周期的に実行することが
できるようにするため前記流体ポンプを迅速かつ一様に
加速するための手段。さらに本発明の好ましい実施例に
よれば、校正流速曲線を描く手段は、最小自乗法による
勾配概算を得るため周期的血流経路圧測定を算術的に実
行する手段を含んでいる。
別の実施例によれば、流速曲線を描くための手段は、
校正周期中の血液ポンプの急速加速による静脈内圧の変
化を補償するため校正流速曲線の勾配を調節するための
手段を含んでいる。ある実施例では、勾配調節手段は一
次部分を有する二項適合を得るため周期的血流経路圧力
測定を算術的に実行するための手段を含んでいる。そこ
で一次部分は制御曲線の勾配を決定するため抽出され
る。当業者に公知の他の数学的曲線適合および一時成分
概算法もまた用いられることができる。
さらに本発明の好ましい実施例によれば、血液制御シ
ステムは操作者の命令を制御器に送るため結合された制
御パネルを含む。制御器はゼロ流静脈圧を決定し、かつ
描かれた校正流速曲線に基づいて患者従属制御曲線の勾
配を決定するため、新たな患者と環境毎に作動するプロ
グラムされたディジタルプロセッサを含む。描かれる制
御曲線は患者の事実上一次性の流速容量内にあり、ゼロ
流圧点、校正流速曲線、および予め経験的に決定された
圧力相殺から描かれる。そこで制御器は血液ポンプを駆
動して、流速制御曲線によって課せられた制限に従い希
望する最大呼称流速でシステムを維持する。
好ましい一実施例では、ディジタルプロセッサは不連
続なコンピュータサイクル（たとえば50msec）で作動す
る。このようなコンピュータサイクルはポンプへの流速
命令を周期的に更新する。各コンピュータサイクル中に
プロセッサは（ａ）測定した圧力をサンプルし、（ｂ）
環境的校正を提供し、そして（ｃ）圧力補償値を得るた
め安定補償を提供する。また実際の流速はポンプモータ
速度カウント信号に応答して計算され、更新され、それ
から実際の流速で制御曲線上に圧力の交点を見いだすた
めに用いられる。圧力の実測値は圧力エラー値を生じる
ため制御曲線公差圧力点から減じられる。
そこで圧力エラー信号は流量制御命令を発するため積
分・測定される。積分器はゼロの下限、最大流速に等価
の上限、およびディジタルフィードバック流速制御サー
ボループに流速命令として付与される調節された流量制
御命令を生じるための限界変化率に従属する。
サーボループの前方部は流速エラー積分器、スケー
ラ、およびそれ自体がサーボループであり、ポンプモー
タを駆動するパルス幅変調（pwm）モータ制御システム
に積分流速カラー信号を付与するため結合されたＤ−Ａ
変換器を含む。ポンプモータからの速度信号はフィード
バックとしてpmwモータ制御システムに、そして安定性
補償計算を通して流速制限曲線にアクセスし、かつ流速
サーボループ内で流速エラー信号を決定するために用い
られる更新された流速値を与えるため供給される。流速
および圧力の実測値は管の形状および硬度のために測定
エラーを、そして圧力センサ測定エラーを含む。しかし
ながら、システムは他の流速および対応する圧力で経験
するのと事実上同じ測定エラーですべての校正点を測定
することによって適合するから、これらのエラーは測定
エラーが一定の一次関数であるかぎり、事実上除去され
る。すなわち、システムは実際の管および圧力センサに
よって決定されるそれ自体の流量および圧力単位で作動
する。ポンプまたは管の非一次性のための補償修正もま
た大きな負圧のために提供され、比較的硬度の低いポリ
塩化ビニール製管は蠕動性ローラポンプ内で幾分平たく
なり、そこでより小さめの負圧で測定されたデータの理
想的な一次外挿から計算されるより相対的に幾分低い流
速を示す。
その他の制御システムおよび方法も当業者に公知であ
って、本発明によって描かれた制御曲線の要求にしたが
って血液採取システムを作動するために用いられること
ができる。
したがって、血管を閉塞させまたは虚脱させることな
く血液採取を最大限に強化するため改良された流量制御
曲線を描き、利用することによって血管からの血液採取
を校正し制御するための改良されたシステムおよび方法
を提供することが、本発明の目的である。
図面の簡単な説明 添付図面を参照して以下の詳しい説明を検討すること
によって本発明をさらに深く理解することができる。
図１は本発明に基づく適応型体液流量制御システムを
用いる血漿除去システムのための流体流経路の概略的な
構成図である。
図２は実際の圧−流曲線と交差する作用点をもつ動力
学的圧−流曲線のグラフである。
図３は先行技術制御システムの制御曲線のグラフであ
る。
図４は先行技術制御システムのエラー制御曲線のグラ
フである。
図５は先行技術制御システムの制御曲線の勾配の変化
を表すグラフである。
図６は先行技術制御システムの供血者血液除去データ
のグラフである。
図７は本発明に基づく校正流速曲線とゼロ−流圧測定
のグラフである。および、 図８は本発明に基づく血液除去流速制御曲線のグラフ
である。
発明の詳細な説明 添付図面に関連して以下に示す詳細な説明は、本発明
実施例を説明することだけを目的としており、本発明の
構成または利用に拘わる唯一の形式を表すことを目的と
するものではない。添付図面に関連して本発明を構成
し、実施するための機能並びに手順を説明する。しかし
ながら同様または同等の機能および手順は本発明の精神
並びに範囲に包含されることを目的とする別の実施例に
よっても実現されることが理解されるべきである。
さて、図１には、本発明に基づく適応型体液流量制御
システムを用いたプラスマフェレーシスシステムのため
の非観血的無菌性プラスマフェレーシスの経路10を示
す。経路10と患者との静脈内結合は患者およびプラスマ
フェレーシスシステムの経路10間で血液および／または
その他の体液の連絡を確保するため患者の血管に挿入す
るに適した静脈切開針12のような体液流路結合によって
実施される。経路分岐部は非観血適蠕動性抗凝固性ポン
プ14を通して抗凝固性容器16へ延伸する１個の分岐をも
つ針12と直接的に隣接している。全血除去サイクル中
に、抗凝固性ポンプ14は低いパーセンテージの抗凝固剤
を供給し、採血される血液が経路10を通過するにつれて
凝固し血管側壁に粘着するのを防ぐため凝固メカニズム
の活性化を阻止するべく混合を実行する。採血中に針12
で全血と抗凝固剤とを混合することによって、二液は完
全に混合され、必要な抗凝固剤はいっそう少なくなる。
これは分離された血漿中の抗凝固剤の量の最小化を助け
る望ましい効果である。
血流経路10のもう一方の分岐は気泡検出器18を介して
もうひとつの分岐点22へ延伸する。分岐点22から１個の
分岐が、血液ポンプ26の患者側で血圧を測定するべく結
合されたP1血圧センサ24に延伸する。血圧センサ24は経
路10内の非観血的無菌性環境を保持するため血圧センサ
チューブ28にセンサを結合する使い捨てフィルタを含
む。分岐点22からの第二の分岐は非観血的蠕動性血液ポ
ンプ26を通って分岐点30に延伸する。
分岐点30から、１個の分岐が血液鉗子32を通してもう
ひとつの分岐点34へ延伸する。分岐点30のもう一つの経
路は血球鉗子40を通して血漿の主要成分が分離された
後、ヘマトクリット値の高い血液を受け取り、そして再
輸注を待つ間一時的に貯蔵する凝縮血球容器42の底部へ
延伸する。
分岐点34から、一方の走行路が第二のP2圧力センサ44
へ延伸し、他方の走行路は分岐点46を通してフィルタ49
を含む血漿分離器48へ延伸する。
血漿分離器48の正確な性質は本発明では具体的でな
く、望むならば全く従来形であることができるが、さら
に有利な血漿分離器には、ドナルド・Ｗ・ショーエンド
ルファー（Donald W.Schoendorfer）が1984年３月21日
付出願した特許出願通番第591,925号名称「懸濁液から
物質を分離するための方法並びに装置」に図解するよう
な回転フィルタ形分離器がある。この形式の分離器で
は、最終物質の血漿出力はヘモグロビン検出器50と血漿
鉗子52を通して大気圧に保持された血漿容器54に結合さ
れる。血漿容器54は引っ張りアーム56から容器54中の血
漿量をプラスマフェレーシスシステムへフィードバック
する重量スケール58に吊り下げられる。P2圧力センサ44
は血漿分離器48の入力に結合され、そして分離器48の血
漿出力は大気圧プラス垂直高差の微調整に保持されるか
ら、P2圧センサ44は血漿分離器48中のフィルタ膜の膜間
圧を指示する。この膜間圧指示は血漿分離器48の作動を
監視し調節するのに有効である。
分岐点46からのもう一つの走行路は食塩水鉗子60を通
して食塩水容器62へ延伸する。この走行路は分離器に最
初の使用に先立って少量の食塩水を呼び水し、最終使用
後に食塩水で消毒することを可能にし、さらに食塩水容
器62から分岐点46を通して分岐点34へ、血液鉗子32を通
して血液ポンプ26へ、気泡検出器18を通して静脈切開針
12へ食塩水を運ぶ通路となる。この通路は食塩水にプラ
スマフェレーシス処置の最終段階で患者に輸注され、患
者の全血から除去された血漿の代用となることを可能に
する。
血球ポンプ64は凝縮血球容器42の頂上の入力と同じ側
の膜上に血漿分離器48の出力との間に結合されている。
こうして血球ポンプ64は血漿分離器48から血液除去サブ
サイクル中に高ヘマクリット値血液が一時的に貯蔵され
る凝縮血球容器42へ高ヘマクリット値血液が流れるのを
制御する。凝結血球容器42が一杯になると常時再輸注サ
ブサイクルが実行され、血球鉗子40が開き、血液鉗子32
が閉じ、そして血液ポンプ26が逆方向に働いて凝結血球
容器42からの高ヘマトクリット値血液を気泡検出器18と
静脈切開針12を通して患者に送り返す。
すべての分岐点22,30,34,46を含む体液流経路10およ
び相互結合管路66は予め消毒しておくことができる廉価
な使い捨ての材料から成る。血流経路は汚染を防ぎ、体
液の無菌性を保つため完全に非観血的に保持される。経
路の非ハードウエア部は各個別患者のためにすっかり取
り替えてもよい。血漿分離器48も、無菌性の使い捨て部
分だけが体液と接触するようにして構成されてもよい。
こうしてプラスマフェレーシス処置の間に患者に病気を
移してしまう危険は最小に抑えられる。
供血者の不便と不具合をできるだけ少なくしながらプ
ラスマフェレーシス装置と保守職員の利用を最適化する
ため、できるだけ迅速にプラスマフェレーシス手順を完
遂することが望ましい。概して、プラスマフェレーシス
処置速度を制限する因子はそこから血液が除去され、お
よび／またはそこに血液が輸注される血管の静脈内血液
量および／または静脈内血流速度である。血管から血液
を比較的早い速度（たとえば150ml/分）で連続的に抜き
取ることが望ましく、実際に、実験によれば、多くのヒ
ト患者は有効血管内容積の局部的枯渇または静脈虚脱を
何ら発生することなく、このような比較的高い速度（た
とえば150ml/分）で一貫して体液を除去および／または
輸注されるのに耐えることができることが分かってい
る。しかしながら、有効血管内容積の一時的枯渇または
減少が観察されるときでさえ、除去速度を短期間に低下
調節または休止することが望ましく、しかしその後、そ
の条件の下で特定のヒト患者にとって可能な最大速度で
除去を完遂することを装置並びに供血者に事実上要求す
るため再び所定の最大値（たとえば150ml/分）へ除去速
度を増加するように試みることが望ましい。
本発明適応型血流制御システムは、最大有効除去流速
を決定し、かつもし供血者がこのような所定の最大速度
に順応することができれば、最大速度を下げる（たとえ
ば150ml/分以下）か、あるいは所定最大流速（たとえば
150ml/分）かで血液ポンプが働くことができるようにし
て血液ポンプ26の作動を制御するべく働くことができ
る。
本発明システムは血液除去についてここに概略を述べ
たと同様の原理に基いて患者への血液輸注または再輸注
を校正および制御するために用いられることができ、当
業者はその目的でもここに述べたシステムおよび方法を
利用することができるであろうことが強調されるべきで
ある。
静脈切開針12を通して静脈内体液を供給しまたは受け
取る静脈は小直径の、薄い壁のゴム管に類似すると考え
ることができる。概して、人体は大気圧よりおよそ10mm
Hgだけ高い静脈内圧を保つ。これは静脈の膨張を保持す
るために十分で、正常な血流を可能ならしめる。しか
し、もし血液が静脈によって供給され得るより速く抜き
取られるならば、静脈内圧は大気圧へ降下し、人体に対
する外気圧が静脈の虚脱を引き起こす。血流は血液容量
の枯渇が代替され、正常静脈圧が静脈内で回復するまで
針を通してポンピングを終了させることによって再び回
復することができる。しかし、しばしば静脈の側壁は静
脈が虚脱すると静脈切開針の先端と係合し、こうして針
を通して血流を閉塞する。静脈が再び膨張しても、針は
静脈壁に対して閉塞したままで、したがって針を再び刺
し直すのが必要になる。これは勿論かなりの時間的遅延
を引き起こし、供血者に不安を与える恐れがある。血液
凝固プロセスが高率の血液採取によって開始されるかも
しれず、また静脈壁に対する針の閉塞は内皮細胞損傷を
引き起こすかもしれない。
静脈注射中に血管内圧を一定に保つためおよそ60mmhg
の圧力で患者の上腕部の周りに圧迫カフを配置すること
は通例である。プリンス外による米国特許第4,657,529
号に開示された先行技術システムでは、大気圧および圧
迫カフの膨張圧間に静脈内圧を保持することを保証する
ことを目的とする。もし静脈内圧が大気圧以下に降下す
れば、静脈は虚脱を生じる。他方ではもし静脈内圧が圧
迫カフの膨張圧を超えれば、血液はカフの下を通過し、
除去が実行されない。こうして、もし静脈内圧がこの範
囲に保持されれば、静脈は虚脱を生じず、実際に静脈に
流れ込む血液が除去される。
静脈内圧を受容可能範囲に保持するためには、静脈内
のゼロ−流圧の正確な指示を確保し、かつ血流および針
を横切る圧力降下間の一次関係を決定することが必要で
ある。したがって実際の静脈内圧はすべての血流速度に
ついて連続的に計算され、かつ大気圧および圧迫カフ圧
の限界内に保持されることができる。
一般に、静脈内で針12を通って血液が流れているとき
は常に、圧力センサ24で測定される圧力は、セットされ
た管内または静脈内の針12の近傍部での圧力降下が無視
できるものとして、静脈内圧と針を横切る負の圧力降下
との合計である。図２にこれが示されており、ゼロ血流
での静脈内圧が点Pvに示されている。血流量が増加し、
針を横切る負の圧力降下がP1に加わるにつれて、P1圧の
値が針／血圧特性曲線70の表すように一次形で連続的に
減少する。圧力センサ24で測定されるように、実測圧は
曲線72を描き、もしさらに続けば、静脈内で大気圧に近
づき、静脈の虚脱を引き起こす。こうして、原則として
測定圧曲線72と圧力特性曲線70との交点から作用点74を
得ることができる。もしPvが事実上適正静脈内圧であれ
ば、作用点74はシステムが受容可能のパラメータ内で作
動することを保証するだろう。
プリンス外の先行技術システムでは、血液除去操作中
にカフ内部圧力はおよそ40mmHgまで降下する。こうし
て、ゼロ流速静脈内圧（針12を通して）は血液除去操作
中に主にカフ圧によって決定され、ほぼ24 40mmHgで
ある。本発明システムに於ける一次的圧−流関係の決定
法を図３に示す。針および血液結合の流量特性を決定す
るために、針12および血液ポンプ26間の２つの流量点で
の圧力が測定される。第１点はすでに決定したゼロ−流
速点76で、ほぼ圧迫カフ圧で生じるだろう。第２点78は
50ml/分にあり、患者の可能流速範囲内にあると期待さ
れる。点76および78から、一次校正流速曲線80が描かれ
る。そこで一次校正流速曲線80は、点線で表す実測針／
血圧特性曲線85と共に延伸する移動制御曲線84を描くた
め、ゼロ−流速点76で40mmHg圧と、点82で4mmHgである
ような最小受容静脈内圧との間の圧力差に等しい量だけ
下方に移動される。
プリンス外の特許が開示する通り、交番制御曲線は可
能血流量の低い患者または静脈の細い患者について描か
れることができる。これらの交番曲線は制御曲線84を回
転して描かれる。プリンス外はさらに校正後に制御曲線
84および作動中の測定圧間にエラー信号が発生すること
を開示している。エラー信号は制御曲線84に沿う流速で
ポンプ26を安定化するため閉ループフィードバック制御
システム内で処理され、使用される。
図３は２つの異なる静脈内血流量Q1およびQ2について
のシステムの作動を示す。Q1は作用点88で制御曲線84と
交差するその対応測定圧曲線86をもち、Q2は作用点92で
制御曲線84と交差するその対応測定曲線90をもつ。
制御曲線84に沿う血流を安定化することによって、作
用点82で静脈内圧Pvが得られることを理解することが大
切である。これは制御曲線84の勾配が圧力特性曲線85の
勾配と同一であるためである。つまり、圧力特性曲線85
の示す針／血流一次関係はゼロ−流量作用点82に復帰す
ると推定することを許す。これは作用点82で針を横切る
圧力降下が無いという事実のためであって、静脈内圧の
モニタとして働く。しかしながら、静脈内圧Pvはもし制
御曲線84の勾配が圧力特性曲線85の勾配に等しければ制
御曲線84の先端と一致するだけであろう。
本発明のシステムの目的は静脈内圧Pvを大気圧（圧力
軸上でゼロ）を十分上回り、カフ圧力（普通40mmhg）を
十分下回るレベルに維持することであるから、圧力特性
曲線80の勾配と圧力相殺とが正確に決定されることが肝
要である。もし測定勾配にエラーがあれば、静脈内圧点
Pvは制御曲線84の先端に定まらないだろう。なぜなら制
御曲線勾配は圧力特性曲線80の勾配を正確には反映しな
いからである。
図４は先行技術システムにしたがって２つの作用点か
ら描いた制御曲線84′を示す。点76′および78′は実際
の圧力特性曲線85′によって例証される実際の針／血流
関係よりも険しい勾配をもつ制御曲線84′に生じるエラ
ーである。
先行技術システムでは、描かれた制御曲線84′は対応
する測定圧力曲線86がフィードバックシステムを満たす
べく作用点88′で制御曲線84′と交差するまで血流を増
加するために用いられる。実際の圧力特性曲線85′に沿
ってこの交点88′から外挿すれば、静脈内圧点Pvが負で
あり、静脈循環障害が生じることが指摘される。こうし
て、勾配決定の大きなエラーはシステムの作動にとって
有害である。
また、図４の点76′のゼロ−流圧測定の計算上のエラ
ーは相殺圧力点82′でのエラーとなる。このことはもし
点82′があまりにも低すぎれば静脈循環障害のような機
能低下を引き起こすか、あるいはもし点82′があまりに
も高すぎれば血流除去を不十分にすることになる。同様
に、点78′には、この点が記録されるとき、除去血流
（Qdraw）がどれだけ静脈内血流（Qin）に近いかにした
がって圧力値の変化がある。
図５は測定点ＡおよびＣのどれほどの変化が一次校正
流速曲線80″に大幅な変化を生じ得るかを示す。先行技
術の方法では、制御曲線の勾配はゼロ−流校正圧力値
（点Ａ）および血液除去がQin（点Ｃ）以下であるとさ
れるときの圧力値をとることによって決定される。
もしQinが180ml/分のように非常に高ければ、そして
血液除去Qdrawがゼロであるとき、高いゼロ−流圧点7
6″が生じ、静脈内圧は圧迫カフ圧力値94よりある程度
高くなるかもしれない。これは圧迫カフによって圧縮さ
れた静脈域に高い血流を押し通すため駆動力が要求され
るという事実による。点Ｃの測定で、高い静脈流入力Qi
nは比較的高い値の点78を生じる。
他方では、もしQinが55ml/分のように非常に小さけれ
ば、静脈内圧は事実上低い。実際に、圧迫カフは無限に
長くはないから、縁効果がカフの腕内の影響を圧力点76
および78″によって示す通り、圧迫カフ内圧94より低
くする。
こうして、QdrawがQinにどれほど近いかにしたがっ
て、それぞれ点76″および76と点78″および78によ
って示す通り、点ＡおよびＣが記録される時に圧力値の
変化がある。これらの変化は患者から患者へ、およびサ
イクルからサイクルへ点ＡおよびＣについて測定された
実際の圧力にかなりの変化を引き起こす。
点ＡおよびＣのこれらの変化は校正流速曲線の勾配並
びに制御曲線84の相殺位置に大きな変化をもたらすだろ
う。したがって、これらの変化は不適正な制御曲線を描
かせることになるだろう。
図６では、P1圧力対先行技術制御曲線校正システムを
用いた血流を示す実際のデータが記入されている。この
場合、針／血流特性値の勾配の測定は不正確で、険しす
ぎる。２つの閉塞の軌道は圧力が急速に負となるところ
に見られ、血流の急速な減少を伴う。データ点は１秒あ
いだをおいて取られる。
さらに正確な制御曲線、たとえば30ml/minから150ml/
minの採血制御システムのような広範囲の用途の曲線を
描くためゼロ−流圧測定および針／血圧−流関係がさら
に正確に設定されることが絶対必要である。さらに正確
な本発明制御曲線を描く方法を図７および図８に示す。
校正は次の２つの方法で改良される。すなわち、（１）
ゼロ−流圧点100が圧迫カフが圧迫されるとき不確実性
を生じることなく測定される。（２）針／血圧流−関係
が多くの点で素早く測定され、いっぽう静脈内圧は一次
校正流速曲線110の勾配の正確度を向上させ、相当量変
化する時間は無い。
校正血液採取の開始に先立って、圧迫カフが収縮され
る。きまって、静脈圧は数秒のうちにカフが膨張すると
きよりもっと反復可能の範囲に安定する。カフが膨張す
ると、圧力安定化の時間定数はしばしば20秒以上で、収
縮したカフはおよそ３秒である。こうして、より正確な
ゼロ−流静脈内圧測定が素早く得られる。収縮カフゼロ
−流圧測定点は患者の椅子の高さの関数であることを意
味する重力相殺を含む。以後、この測定はゼロ流点と呼
ばれる。
ゼロ−流点が得られた後、カフは圧迫され、静脈圧は
安定化することができる。血液ポンプ26はかなり急速か
つ一様に加速され、多数の圧力測定値120が周期的に得
られる。たとえば、160の値が血液ポンプを８秒加速し
て得られる。これらの血圧および血流値はポンプの加速
中に一定の静脈内圧をもつとされる圧−流加速曲線110
に適合する。図７はデータ点120から引き出されたこの
ような２つの校正曲線110′および110″を示す。曲線11
0′および110″間に生じ得る変化はそれほど大きくはな
いことに注意するべきである。
好ましい実施例では、血圧および血流血120は算術的
に処理されて、最小自乗法により勾配が計算される。別
の実施例では、データ点120の二項適合が勾配を決定す
るため抽出された一次部分と共に用いられることができ
る。この方法は校正周期中に生じる静脈内圧の変化を反
映するため勾配計算の修正を可能にする。当業者に公知
のその他の算術的曲線適合法もまた利用することができ
る。
もう一つの好ましい実施例では、血液ポンプがまず第
一に30ml/分のようなピーク値まで加速され、次いで0ml
/分へ減速して戻され、そして圧−流値が校正周期中に
静脈内圧の変化を補正するためこれらの加速および減速
にわたって得られてもよい。
図８は本発明の好ましい実施例に基づいて描いた制御
曲線130を表す。制御曲線のゼロ交差点140が点100上に
経験的に決定された圧力相殺値150によって設定され、
相殺値150は好ましい実施例では、最大可能静脈内圧の
分数である。圧力相殺値150は患者から患者へゼロ−流
点の変化および最大可能静脈圧の変化を考慮しながら決
定される。これらの変化は適正マージンを得ることがで
きる標準作動静脈圧範囲を与えるために用いられる。こ
の圧力範囲は大気圧および圧迫カフ圧力間にある。こう
して、圧力相殺は制御曲線130を上下する小さい動力学
的変化を許しながらゼロ−流点100上で適正に実行され
る。
好ましい実施例では、圧力相殺値150は収縮したカフ
のゼロ−流点100とカフ圧力値94の間にある。好ましい
実施例では、圧力相殺150はゼロ−流点110上のカフ圧力
値94の、カフ圧力値94の４分の１のような分数である。
こうして、ゼロ−流点100とカフ圧力値94との間にある
終点140をもつ制御曲線130で利用される。これは静脈内
圧がカフ圧力94以下に保持されて事実上全血の採取を可
能とし、ゼロ−流点上に保持されて静脈閉塞を防ぐこと
を保証する。
以上図示し、説明したものは、当業者に本発明を実施
し使用することを可能にする目的のためにプラスマフェ
レーシスシステム内で体液流速を制御するために特に有
用である適用形校正および制御システムであるが、本発
明はこれのみに限定されない。ここに開示した原理は先
に議論したさらに広い適用の可能性、たとえばより広範
な静脈の使用、より高い血流量、さらにカテーテルや動
脈短絡のようなその他の血液採取の手段と共に使用する
ための適用を有することが認識されるだろう。したがっ
て、添付したクレームの範囲での修正、変更または等価
の装置なども本発明の範囲内にあるものとみなされるべ
きである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ハフ ロビン シー. アメリカ合衆国、カリフォルニア州 92626 コスタ メサ、メサ ヴァーデ イースト 39・イー 1555 (56)参考文献 特開 昭60−134920（ＪＰ，Ａ) 特表 昭61−502516（ＪＰ，Ａ) 米国特許4795314（ＵＳ，Ａ) 米国特許4710164（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61M 1/00 - 1/36

Claims (13)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ある制限された流量調節を有する被検者へ
    の、もしくは該被験者からのある与えられた方向におけ
    る流体の流れのコントロールをキャリブレーションする
    ためのシステムであって、該システムが： 該被験者の血管に加圧をもたらし、動作内部静脈圧のダ
    イナミックレンジを高めるために該被験者に結合された
    圧力カフ； 該被検者と流体プロセッサーまたはレザバーとの間の流
    体流路に沿って流体をポンピングする関係において接続
    可能な流体ポンプ； 該流体ポンプと該被検者との間の該流体流路の流体圧力
    を検知し、そして、その検知された圧力の指標を発生さ
    せるために結合された圧力検知手段； その第一流体流路に沿った流体流量の指標をもたらすた
    めに結合された流量センサー；及び その検知された圧力と流量の指標を受信し、そして、該
    流体ポンプにそれに応じた流量コントロール信号をもた
    らすために結合された流体ポンプコントロールシステ
    ム； からなり、そして、該流体ポンプコントロールシステム
    が： （ａ）該圧力カフを膨張及び収縮させるための手段； （ｂ）ゼロ−フローポイントを発生させるための手段で
    あって、該圧力カフが収縮されているときにゼロ流量で
    の被検者の血圧内における該内部流体圧力を検知するた
    めの手段を含み、該ゼロフローポイントがゼロ流量での
    該被検者内の圧力の指標となるゼロ−フローポイント発
    生手段； （ｃ）該圧力カフが膨張されているときに定期的な流路
    圧力測定を行うための手段、及び、その複数の定期的な
    流路圧力測定値からなるキャリブレーション流量曲線を
    発生させるための手段； （ｄ）該キャリブレーション流量曲線の傾き、該ゼロ−
    フローポイント、及び予め決定された血管内圧力値に相
    当する該ゼロ−フローポイントからの並進を利用して流
    量コントロール曲線を発生させるための手段；及び （ｅ）その実際の流量を該流量コントロール曲線に沿っ
    た大きさに制限するコントロール信号を発生させるため
    の手段； を含んでいることを特徴とするキャリブレーションシス
    テム。
  2. 【請求項２】該予め決定された圧力値が、被検者毎のゼ
    ロ−フロー静脈圧における変動、及び最大作動可能静脈
    圧における変動を考慮に入れて経験的に決定さることを
    特徴とする、請求項１のシステム。
  3. 【請求項３】該予め決定された圧力値が最大作動可能圧
    力の分数であることを特徴とする、請求項１のシステ
    ム。
  4. 【請求項４】キャリブレーション流量曲線を発生させる
    ための該手段が、該圧力カフを加圧するための手段と、
    複数の圧力測定を定期的に行えるように該流体ポンプを
    迅速且つ一様に加速するための手段とを含んでいること
    を特徴とする、請求項１のシステム。
  5. 【請求項５】キャリブレーション流量曲線を発生させる
    ための該手段が、該圧力カフを加圧するための手段と、
    複数の圧力測定を定期的に行えるように該流体ポンプを
    迅速且つ一様に加速及び減速するための手段とを含んで
    いることを特徴とする、請求項１のシステム。
  6. 【請求項６】該予め決定された圧力値がそのゼロ−フロ
    ーポイント値とそのカフ圧力値との間にあることを特徴
    とする、請求項１のシステム。
  7. 【請求項７】該予め決定された圧力値がそのカフ圧力の
    分数であることを特徴とする、請求項６のシステム。
  8. 【請求項８】該予め決定された圧力値がそのカフ圧力の
    ４分の１であることを特徴とする、請求項７のシステ
    ム。
  9. 【請求項９】キャリブレーション流量曲線を発生させる
    ための該手段が、その定期的な流路圧力測定値を数学的
    に処理して最小二乗法による傾きの推定値を得るための
    手段を含んでいることを特徴とする、請求項１のシステ
    ム。
  10. 【請求項１０】キャリブレーション流量曲線を発生させ
    るための該手段が、該キャリブレーション流量曲線の傾
    きを調節してそのキャリブレーション期間中の内部静脈
    圧における変化を修正するための手段を含んでいること
    を特徴とする、請求項１のシステム。
  11. 【請求項１１】キャリブレーション流量曲線を発生させ
    るための該手段が、その定期的な流路圧力測定値を数学
    的に処理してその傾きに帰することができる線型部分を
    有する二項適合を得るための手段を含んでいることを特
    徴とする、請求項１のシステム。
  12. 【請求項１２】該圧力カフを膨張及び収縮させるための
    該手段が、静脈穿刺に先立って該被検者の血管を加圧す
    るためにその圧力カフを膨張させるための手段を更に含
    んでいることを特徴とする、請求項１のシステム。
  13. 【請求項１３】ある制限された流量調節を有する件、あ
    る与えられた方向における流体の流れのコントロールを
    キャリブレーションする流速制御方法であって、： 圧力カフが該被験者の血管に加圧をもたらし、動作内部
    静脈圧のダイナミックレンジを高め； 流体ポンプが該被検者と流体プロセッサーまたはレザバ
    ーとの間の流体流路に沿って流体をポンピングし； 圧力検知手段が該流体ポンプと該被検者との間の該流体
    流路の流体圧力を検知し、そして、その検知された圧力
    の指標を発生させ； 流量センサがその第一流体流路に沿った流体流量の指標
    をもたらし； その検知された圧力と流量の指標を受信し、そして、該
    流体ポンプにそれに応じた流量コントロール信号をもた
    らし； （ａ）該圧力カフを膨張及び収縮させ； （ｂ）該圧力カフが収縮されているときにゼロ流量での
    該被検者の血圧内における該内部流体圧力を検知し、該
    ゼロフローポイントをゼロ流量での該被検者内の圧力の
    指標とし； （ｃ）該圧力カフが膨張されているときに定期的な流路
    圧力測定を行い、その複数の定期的な流路圧力測定値か
    らなるキャリブレーション流量曲線を発生させ； （ｄ）該キャリブレーション流量曲線の傾き、該ゼロ−
    フローポイント、及び予め決定された血管内圧力値に相
    当する該ゼロ−フローポイントからの並進を利用して流
    量コントロール曲線を発生させ； （ｅ）その実際の流量を該流量コントロール曲線に沿っ
    た大きさに制限するコントロール信号を発生させるステ
    ップを； 含んでいることを特徴とする流速制御方法。
JP50081494A 1992-06-01 1993-05-28 血液採取量制御校正システムおよび方法 Expired - Fee Related JP3232483B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/891,527 US5536237A (en) 1992-06-01 1992-06-01 Blood extraction flow control calibration system and method
US891,527 1992-06-01

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH07507462A JPH07507462A (ja) 1995-08-24
JP3232483B2 true JP3232483B2 (ja) 2001-11-26

Family

ID=25398349

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP50081494A Expired - Fee Related JP3232483B2 (ja) 1992-06-01 1993-05-28 血液採取量制御校正システムおよび方法

Country Status (6)

Country Link
US (1) US5536237A (ja)
EP (1) EP0643594B1 (ja)
JP (1) JP3232483B2 (ja)
CA (1) CA2136419C (ja)
DE (1) DE69323744T2 (ja)
WO (1) WO1993024159A1 (ja)

Families Citing this family (44)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5906589A (en) * 1996-11-13 1999-05-25 Cobe Laboratories, Inc. Method and apparatus for occlusion monitoring using pressure waveform analysis
AU769442B2 (en) 1998-10-16 2004-01-29 Terumo Medical Corporation Blood processing system
US6526357B1 (en) 1999-08-09 2003-02-25 Gambro, Inc. Associated parameter measuring and/or monitoring such as in the evaluation of pressure differences
US7006896B1 (en) * 1999-10-13 2006-02-28 Graco Minnesota Inc. Sealant dispensing correction method
SE517051C2 (sv) 1999-12-10 2002-04-09 Tetra Laval Holdings & Finance Kontinuerlig anordning vid en distributionsutrustning
US7169352B1 (en) 1999-12-22 2007-01-30 Gambro, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US6899691B2 (en) 1999-12-22 2005-05-31 Gambro Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US7608053B2 (en) * 2000-01-10 2009-10-27 Caridianbct, Inc. Extracorporeal blood processing methods with return-flow alarm
US6514226B1 (en) 2000-02-10 2003-02-04 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for treatment of congestive heart failure by improving perfusion of the kidney
US7072769B2 (en) * 2000-03-01 2006-07-04 Gambro, Inc. Extracorporeal blood processing information management system
US7430478B2 (en) 2000-03-01 2008-09-30 Caridian Bct, Inc. Blood processing information system with blood loss equivalency tracking
US6691047B1 (en) * 2000-03-16 2004-02-10 Aksys, Ltd. Calibration of pumps, such as blood pumps of dialysis machine
US6287608B1 (en) 2000-04-11 2001-09-11 Intellicardia, Inc. Method and apparatus for treatment of congestive heart failure by improving perfusion of the kidney by infusion of a vasodilator
US6887214B1 (en) 2000-09-12 2005-05-03 Chf Solutions, Inc. Blood pump having a disposable blood passage cartridge with integrated pressure sensors
US6890315B1 (en) 2000-05-23 2005-05-10 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for vein fluid removal in heart failure
US6533747B1 (en) 2000-05-23 2003-03-18 Chf Solutions, Inc. Extracorporeal circuit for peripheral vein fluid removal
US6468241B1 (en) 2000-10-26 2002-10-22 Chf Solutions, Inc. Artificial kidney set with electronic key
US6585675B1 (en) 2000-11-02 2003-07-01 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for blood withdrawal and infusion using a pressure controller
US6689083B1 (en) 2000-11-27 2004-02-10 Chf Solutions, Inc. Controller for ultrafiltration blood circuit which prevents hypotension by monitoring osmotic pressure in blood
US6706007B2 (en) * 2000-12-29 2004-03-16 Chf Solutions, Inc. Feedback control of ultrafiltration to prevent hypotension
US6773412B2 (en) * 2001-04-13 2004-08-10 Chf Solutions, Inc. User interface for blood treatment device
US6796955B2 (en) 2002-02-14 2004-09-28 Chf Solutions, Inc. Method to control blood and filtrate flowing through an extracorporeal device
US7704454B1 (en) * 2003-10-08 2010-04-27 Caridianbct, Inc. Methods and devices for processing blood
US8038639B2 (en) 2004-11-04 2011-10-18 Baxter International Inc. Medical fluid system with flexible sheeting disposable unit
US20060009727A1 (en) * 2004-04-08 2006-01-12 Chf Solutions Inc. Method and apparatus for an extracorporeal control of blood glucose
US7303540B2 (en) * 2004-04-26 2007-12-04 Chf Solutions, Inc. User interface for blood treatment device
JP2008512195A (ja) * 2004-09-07 2008-04-24 マイクロメツド・カーデイオバスキユラー・インコーポレイテツド 血液ポンプの生理学的制御のための方法およびシステム
US20100168535A1 (en) * 2006-04-12 2010-07-01 Mark Ries Robinson Methods and apparatuses related to blood analyte measurement system
US20090088615A1 (en) * 2007-10-01 2009-04-02 Mark Ries Robinson Indwelling Fiber Optic Probe for Blood Glucose Measurements
US20090048576A1 (en) * 2007-08-13 2009-02-19 Mark Ries Robinson Managing Cross-contamination in Blood Samples Withdrawn from a Multilumen Catheter
US20090156975A1 (en) * 2007-11-30 2009-06-18 Mark Ries Robinson Robust System and Methods for Blood Access
US8323194B2 (en) * 2009-12-18 2012-12-04 Inlight Solutions, Inc. Detection of bubbles during hemodynamic monitoring when performing automated measurement of blood constituents
US20090054754A1 (en) * 2007-08-21 2009-02-26 Mcmahon Dave Clinician-controlled semi-automated medication management
WO2007059476A2 (en) * 2005-11-15 2007-05-24 Luminous Medical, Inc. Blood analyte determinations
US20100094114A1 (en) * 2008-10-09 2010-04-15 Mark Ries Robinson Use of multiple calibration solutions with an analyte sensor with use in an automated blood access system
US8092414B2 (en) 2005-11-09 2012-01-10 Nxstage Medical, Inc. Diaphragm pressure pod for medical fluids
US7981070B2 (en) * 2006-05-04 2011-07-19 Abatis Medical Technologies, Ltd. Internal tourniquet for automatically controlling hemostasis within a joint capsule
US8475138B2 (en) * 2007-08-27 2013-07-02 Quest Medical, Inc. Self-adaptive piston blood pump
US9551625B2 (en) 2011-05-31 2017-01-24 Nxstage Medical, Inc. Pressure measurement devices, methods, and systems
US9733805B2 (en) 2012-06-26 2017-08-15 Terumo Bct, Inc. Generating procedures for entering data prior to separating a liquid into components
WO2019065810A2 (en) 2017-09-28 2019-04-04 Terumo Kabushiki Kaisha BIOLOGICAL CONSTITUENT COLLECTION DEVICE, BIOLOGICAL CONSTITUENT COLLECTION SYSTEM, AND CIRCUIT INTERNAL PRESSURE ACQUISITION METHOD
EP3687593B1 (en) 2017-09-28 2023-04-05 Terumo Kabushiki Kaisha Biological component collection system and circuit internal pressure acquisition method
US10806840B2 (en) * 2017-10-13 2020-10-20 Heartware, Inc. Dynamic HQ for closed loop control
EP3768352B1 (en) * 2018-03-26 2022-11-23 TERUMO Kabushiki Kaisha Biological component collection system and flow path internal pressure acquisition method

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4392849A (en) * 1981-07-27 1983-07-12 The Cleveland Clinic Foundation Infusion pump controller
US4468219A (en) * 1983-12-20 1984-08-28 International Business Machines Corporation Pump flow rate compensation system
US4710164A (en) * 1984-05-01 1987-12-01 Henry Ford Hospital Automated hemodialysis control based upon patient blood pressure and heart rate
DE3584880D1 (de) * 1984-06-29 1992-01-23 Baxter Int Verfahren und vorrichtung zum steuern der entnahme und anschliessenden infusion von blut.
US4795314A (en) * 1987-08-24 1989-01-03 Cobe Laboratories, Inc. Condition responsive pump control utilizing integrated, commanded, and sensed flowrate signals

Also Published As

Publication number Publication date
DE69323744T2 (de) 1999-11-04
US5536237A (en) 1996-07-16
EP0643594A1 (en) 1995-03-22
EP0643594B1 (en) 1999-03-03
CA2136419C (en) 2003-05-13
WO1993024159A1 (en) 1993-12-09
DE69323744D1 (de) 1999-04-08
CA2136419A1 (en) 1993-12-09
JPH07507462A (ja) 1995-08-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3232483B2 (ja) 血液採取量制御校正システムおよび方法
JP3243641B2 (ja) 血液抽出および再注輸流量制御システムならびに方法
US6533747B1 (en) Extracorporeal circuit for peripheral vein fluid removal
US8702638B2 (en) Method for blood withdrawal and infusion using a pressure controller
JP4055836B2 (ja) 体外血液処理を連続監視する装置の制御方法および体外血液処理を連続監視するための装置を備えた体外血液処理装置
US7540851B2 (en) Method to control blood and filtrate flowing through an extracorporeal device
JPH0657250B2 (ja) 血液抽出及び再注輸の血流制御装置
US5178606A (en) Irrigation and aspiration apparatus for use in endoscopic surgery
US6623470B2 (en) Method and apparatus for controlling blood volume and hydration and for indicating resuscitation status of a patient using peripheral venous pressure as a hemodynamic parameter
US20090043240A1 (en) Method and apparatus for blood transport using a pressure controller in measurement of blood characteristics
EP1964584A2 (en) Positive pressure infusion system having downstream resistance measurement capability
JPH06181982A (ja) 二つの生物学的／薬学的液体を採集し混合するための装置および方法
JPS62233166A (ja) 血液循環処理装置
EP3377143B1 (en) System for controlling blood flow rate in an extracorporeal blood oxygenation circuit
JPH0425023B2 (ja)
WO2023126315A1 (en) Apparatus for extracorporeal blood treatment.

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees