JP3243641B2 - 血液抽出および再注輸流量制御システムならびに方法 - Google Patents

血液抽出および再注輸流量制御システムならびに方法

Info

Publication number
JP3243641B2
JP3243641B2 JP51445791A JP51445791A JP3243641B2 JP 3243641 B2 JP3243641 B2 JP 3243641B2 JP 51445791 A JP51445791 A JP 51445791A JP 51445791 A JP51445791 A JP 51445791A JP 3243641 B2 JP3243641 B2 JP 3243641B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
pressure
flow rate
blood
flow
pump
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
JP51445791A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH05509022A (ja
Inventor
アール. プリンス、ポール
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 JPH05509022A publication Critical patent/JPH05509022A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3243641B2 publication Critical patent/JP3243641B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30Single 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
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/16Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
    • A61M1/26Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes and internal elements which are moving
    • A61M1/262Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes and internal elements which are moving rotating
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30Single 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
    • A61M1/301Details
    • A61M1/303Details having a reservoir for treated blood to be returned
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30Single 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
    • A61M1/301Details
    • A61M1/305Control of inversion point between collection and re-infusion phase
    • A61M1/308Volume control, e.g. with open or flexible containers, by counting the number of pump revolutions, weighing
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3639Blood pressure control, pressure transducers specially adapted therefor
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3643Priming, rinsing before or after use
    • A61M1/3644Mode of operation
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3653Interfaces between patient blood circulation and extra-corporal blood circuit
    • A61M1/3656Monitoring patency or flow at connection sites; Detecting disconnections
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3643Priming, rinsing before or after use
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331Pressure; Flow
    • A61M2205/3344Measuring or controlling pressure at the body treatment site
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331Pressure; Flow
    • A61M2205/3351Controlling upstream pump pressure
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331Pressure; Flow
    • A61M2205/3355Controlling downstream pump pressure
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/70General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities
    • A61M2205/702General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities automatically during use
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES 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
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/70General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities
    • A61M2205/705Testing of filters for leaks

Description

【発明の詳細な説明】 【発明の背景】
1.発明の分野 本発明は生活被験体適応血液流量制御システムに関
し、そしてより詳細には血漿除去操作血液流量制御シス
テムであって、各ドナーまたは患者について実際の被験
者データから個別に決定された流量制御曲線に従って血
液の流速を制限および/または変更することによって血
液流量を最適とするものに関する。更に、詳細には本発
明は血管からの血液取り出し/再注輸の速度を制御かつ
最適化し、それによって(血液取り出し過程における)
閉塞性中断(たとえば、静脈の潰れまたはチュービング
の潰れ)の頻度および/または過激さを軽減するための
改良された血液流量制御システムに関する。 2.従来技術の検討 血液収集システムおよびアフェレシス(apheresis)
システム、たとえば血漿除去操作、血小板フェレシス、
治療的な血漿交換または処理等と共にその他のシステム
も知られており、これらは生活被験体からまたは生活被
験体への体液の抽出または再注輸を必要とするものであ
る。その被験体は代表的には生活状態のヒトまたは動物
被験体であるが、またそれは死骸であってもよい。血漿
除去操作システムの場合には、全血が被験体から抽出さ
れ、血漿は全血か分離され、そして全血より一層高い血
球濃度を有する抽出生成物を被験者に対し再注輸復帰さ
せる一方、分離された血漿は保持かつ所望の目的に関し
て使用される。屡々、選択された容量の食塩水またはそ
の他の液体が被験者に再注輸されて全血から分離された
血漿の容量を置換する。 処理装置の利用を最適化し、かつ人員をサポートし、
そして被験者に対する不都合および不快さを最小とする
ために、出来る限り迅速に体液を取り出し、あるいは再
注輸するのが望ましいことは屡々ある。しかしながら、
流速に対する生理学的制約は如何に迅速にポンプ送りを
進行させ得るかに関して実用上の規制を強いるものであ
る。 抽出の間に、もしポンプ送り速度が静脈であって、そ
の中に静脈切開術用針またはカテーテルが挿入されるも
のの流量キャパシティーを超えると、静脈内圧力は略大
気圧未満に低下することになり、そして静脈の側壁は大
気圧下で潰れる。この種の静脈の潰れが発生すると、血
液の流れが静脈内圧力を大気圧を超えるポイントに回復
させ、その結果静脈の潰れた部分を再充填するまで血液
ポンプを停止または大幅に速度ダウンさせねばならな
い。 多くの場合、静脈が針の周りで潰れると、その針の端
部は静脈の側壁に対して押し付けられることになる。こ
れが起こると、針は屡々針およびチュービング内の負圧
であって、突然の閉塞に続いて発現する可能性のあるも
のによって静脈の側壁内に埋め込まれるようになるか、
あるいは静脈壁に関しシールされることになる。それ
で、たとえ前に潰れた静脈が血液で再充填されたとして
もその針は埋められたままである。その結果、可成り余
分な時間遅れを費やしてその針を取り除き、そして再配
置することを要する可能性がある。 再注輸は抽出とは若干異なった流速問題を提示する。
再注輸の間に、もしポンプ送りの流速が静脈流量キャパ
シティーを上回ると、静脈切開術用針は静脈を屈服させ
るか、あるいは静脈が膨張するか、または破裂したり、
周囲の組織内に漏洩すらするまで静脈内圧力が増大す
る。これは望ましくない血腫を生成する。 血管から血液を抽出してもよい最も望ましい速度を予
報することは困難である。それは脈管内の流速および容
量が被験者から被験者へと大幅に変動するからである。
与えられた被験者に関してすら、脈管内流速キャパシテ
ィーは与えられた時間に関して大幅に変動する可能性が
ある。血液を末梢静脈(たとえば、前肘窩の表在性静
脈)から取り出す場合、生理学的変数および/または血
管を取り囲む筋肉の収縮/弛緩における変化に起因して
末梢静脈を経由する血液流量における瞬間瞬間の変動を
観察することが出来る。静脈を経由する血液流の相関的
連続性を維持する努力に際して、通常は取り出し部位の
近傍で手をもって保持された対象物を圧搾することによ
って血液取り出し工程の間の交互に起こる筋肉の収縮/
弛緩にドナーを噛み合わせることを要するのが通常のプ
ラクチスである。しかしながら、もし対象物を圧搾する
に際してドナー/被験者の絶え間ない努力が不足する
か、あるいはもしドナーが対象物を間欠的な期間のみ圧
搾すると、血液取り出し工程の間末梢静脈内の血液流量
において過度の変動を生ずる可能性がある。 針に近接する流路圧力を感知することによるポンプ血
液流速を最適化する試みは当てにならない。それは針を
横切る圧力降下は流速、ヘマトクリット法依存血液粘度
および針寸法パラメータによって顕著に変動するからで
ある。従って、最適値または大部分の被験者の血液流量
キャパシティー内で良好であると知られているポンプ送
り速度より かに低い重力駆動流速に頼るのは一般的で
ある。これは最適流速より かに低い可能性がある。 血漿除去操作システムが体液を受け、かつ復帰させる
ための貯蔵器として機能する一つのアレンジメントがLa
tham,Jr.の米国特許第4,086,924号「血漿除去操作装置
(Plasmapheresis Apparatus)中に記載されている。こ
のシステムにおいて、抽出は静脈圧および重力未満で行
われる。血漿除去操作システムに関して複数速度(mult
i−rate)血液ポンプが加速または減速されてこの流速
に整合する。再注輸は予め定められた速度において比較
的低い速度条件に設定された血液ポンプをもって行われ
る。 一層能力のある血液流量制御システムがPRINCE,ET A
L.の米国特許第4、657,529号であって、ここにおける
一般譲受人(common assignee)に対して譲渡された特
許中に開示されている。本システムについてそうである
ように、先行特許中に開示されたシステムはプログラム
されたディジタルプロセッサを利用して流路内の感知さ
れた液体圧力に基づいて血液流量を調整する。流速、す
なわちポンプ速度が調整されて静脈閉塞の回避と一致す
る最大流速を達成する。このシステムは従来の血液流量
制御システムを超える顕著な改良を提供するが、システ
ムの作動範囲を拡張して非常に低い、また高い血液流量
被験者に適合させるために、更に一層の改良が有用であ
ることは経験は示している。更に、特許された血液流量
制御システムが各被験者に関し、最適速度に達する一
方、その最適速度に到達する過程における閉塞の回数な
らびに可能性を減少させるものである、その速度を増大
させることが望ましい。付加的に、或る種のシステムに
おいては2本の針を用いることが望ましく、一方は抽出
用そしてもう一方は再注輸用に供されるものとする。
(異なったサイズを有するであろう)これらの針のそれ
ぞれを較正し、そして針を経由して取り出され/注輸さ
れる液体(たとえば、全血、食塩水、血球コンセントレ
ート)の粘度における知られた影響変動値に従ってこの
制御システムを調節することが望ましい。特許されたシ
ステムのような血液流量制御システムの高い使用率(約
300,000処理/月と概算される)に鑑みて、この種の処
置に伴う懸念を減少させ、かつ通常の作動日の間に各シ
ステムが完了する処理の回数を増加させることを含めて
顕著な医学的および商業的価値を有する血液流量制御シ
ステムの領域および速度において、この種のシステムは
有利である。
【発明の要旨】
本発明は適応可能に制御された流速において人体から
液体を取り出し、および/または注輸するためのシステ
ムを含んで構成される。 本発明の広範な特徴によれば、多様な供給源、たとえ
ば血管から液体、たとえば血液を取り出すための方法お
よびシステムが提供される。このシステムは第一の液体
流路によって血管に流動可能に連結された液体貯蔵器を
含んで構成される。第一液体流路を経由して血管から液
体貯蔵器へ血液をポンプ送りするためのポンプが提供さ
れる。圧力センサは第一液体流路内の圧力を感知するた
めに設けられており、そして流速センサは第一液体流路
内の流速を感知するために設けられている。流速制御シ
ステムは感知された圧力および感知された流速を受け、
かつ処理するために、そして圧力および流速における感
知された変化に従ってポンプに対し流速制御信号を提供
する。本制御システムは一般的にプログラムされ、そし
て下記のような本発明方法の工程を遂行するようにされ
ている。 (a)最大流速リミットのセッティングを受け、かつ記
憶する、 (b)規則を伴うことなく第一流路を経由して自由に取
り出される血液についての流速対圧力関係を定義する標
準の流速/圧力曲線を記憶する、 (c)前記標準流速/圧力曲線に関連し、かつそれを下
回る制御曲線を計算する、 (d)前記最大流速リミットを下回る当初適応流速リミ
ットを確立する、 (e)第一回のポンプ送り出し期間の間に前記当初適応
流速リミットにおいて血液をポンプ送り出しさせるため
に前記ポンプに信号を送る、 (f)直前のポンプ送り出し期間を通じて流路内の圧力
が制御曲線を上回った侭であるかどうかを決定し、もし
そうであれば、所定の増分量だけ適応流速リミットを増
加させ、そしてその後次回のポンプ送り出し期間の間に
その時の最新の適応流速リミットにおいて血液をポンプ
送り出しさせるためにポンプに信号を送る、 (g)第一流路内の圧力が直前のポンプ送り出し期間の
間に制御曲線を下回ったかどうかを決定し、もしそうで
あればポンプに信号を送って血液の流速を第一路内の圧
力が前記制御曲線に関して安定化される地点に速度ダウ
ンさせ、そしてその後或る回の安定化ポンプ送り出し期
間の間この種の安定化流速におけるポンプ送り出しを維
持する。 付加的に、その回の安定化期間が完了した後、前記制
御曲線に対する安定化点がその時の最新の適応流速リミ
ット(たとえば、約2乃至20ml/分未満、そして好まし
くは現存する適応流速リミットを下回る約5ml/分未満の
「ターゲット流速帯域」)を下回る所定の距離を上回っ
ているかどうかを決定するために制御装置をプログラム
すればよい。もし、安定化点がその時の最新適応流速リ
ミットを下回るこの種の所定距離を上回っていれば、制
御装置はその適応流速リミットを所定の減分量(たとえ
ば、5ml/分)だけ下降させることになる。その後、この
システムはこの種の減少させた適応流速リミットにおけ
る或る回のポンプ送り出し期間を実行し、そしてその後
もし、検出された前閉塞性状態が一時的な非持続性の性
向を有するものであれば、その流速を引き続いて進行さ
せるように、上述した如く工程(f)および(g)を反
復することになる。その後、制御装置は適応流速リミッ
トをもう一度増加させるためにプログラムし、そしてそ
の後第一流路内の感知した流速および圧力に従って上記
工程(f)および(g)を反復することによってポンプ
に信号を送って新しい、増加させた適応流速リミットに
おいて血液をポンプ送りすればよい。 更にこの上、本発明に従って制御システム(たとえ
ば、コンピュータ)は更にプログラムされて、第一流路
内の圧力の変化率(たとえば、時間に対する圧力の1個
以上の導関数(dp/dtまたはdp2/dp2))を算出し、かつ
モニターすることが出来る。次いで、流路内の圧力ダイ
ナミックスが流路を妨げる閉塞または血管の潰れを示す
と、この制御システムは圧力の変化率(たとえば、導関
数)を分析して決定することになる。この種の圧力ダイ
ナミックスが流路を妨げる閉塞または血管の潰れを示す
ポイントは経験的におよび/または経験的にもたらされ
たデータに基づいて明確に定めることが可能である。ま
た、各種の数学的信号状態調節法(mathematical signa
l conditioning prosses)(たとえば、整合フィルタ
ー、相関フィルターおよび/または包施状整合フィルタ
ー関数(convoluted matched filter function(s))
による圧力信号の分析)を利用して、信頼性および再現
性を最適化するであろう態様において圧力関数(たとえ
ば、p、dp/dtおよび/またはdp2/dt2)を組み合わせる
ことが出来、これによって妨害性閉塞および/または血
管の潰れを予報することが出来る一方、システムまたは
ヒト被験者の異常な動作または運動あるいはその他の原
因からもたらされるような電気的ノイズまたはその他の
ノイズに起因するシステムの不正確な、または人為的な
トリガリング(triggering)に関する影響を最小とする
ものである。この種のフィルターを信号特性に「整合」
させ、そしてノイズ特性に「不整合」とすることが出来
る。流路内の圧力ダイナミックスが妨害性閉塞または静
脈圧潰を表示して、それを確認すると、制御装置はポン
プに対し矯正信号を提供(たとえば、ポンプに信号を送
って血液のポンプ送り出しを停止させる)し、そしてそ
の後ポンプの流速を、流路内の圧力が安定状態(たとえ
ば、制御曲線上)制御曲線において、もしくはその近傍
において安定するであろうポイントに減少させることに
なる。更に、その適応流速を下方ポイントに減分させ、
そしてその後工程(f)および(g)を反復して、直ち
にシステムおよび被験者を再度問題にし(rechalleng
e)、先の前閉塞事態の検出にも拘らず一層高い血液取
り出し速度を維持する。 その上更に、本発明によれば適応流量制御システムを
付加的に液体の注輸および/または血液構成物質の再注
輸に適用することが出来る。通常、本発明の適応流速制
御方法およびシステムは、上記したような血液取り出し
手順に対し適用されたのと同じ態様で注輸/再注輸に適
用される。「単一針」手順であって、単一の流路を経由
して液体が交互に取り出され、かつ注輸されるものにお
いて、注輸/再注輸制御曲線は取り出し制御曲線を確立
するために用いられる(すなわち、先にもたらされた標
準化流量曲線に基づく)同一データを基礎として確立さ
れる。しかしながら、液体注輸/再注輸中の僅かにオー
バーした加圧は取り出し中より一層受け入れ可能である
が故に、および更に注輸/再注輸される液体の粘度は先
に取り出された血液のそれとは典型的に異なっているが
故に注輸/再注輸制御曲線は予め定められた圧力調節因
子(たとえば、48mm.Hg)だけ上方に調節または「移
転」せしめられる。更に、注輸/再注輸制御曲線の勾配
は勾配調節因子により調節されて、注輸/再注輸される
液体と全血またはその他の液体であって、これから最初
に制御曲線がもたらされたものとの間の粘度における知
られた、または予期された差異を修正または補整するこ
とが出来る。たとえば、全血が取り出され、そしてセル
コンセントレート(血球+少量の血漿)が再注輸される
アフェレシスにおいては、再注輸制御曲線の勾配に約−
2.0の勾配矯正因子を乗ずればよい。再注輸制御曲線勾
配の勾配におけるこの種の改変は全血に対置されるセル
コンセントレートについての圧力/流量ダイナミックス
における相違を実質的に説明するために決定される。適
用可能な勾配矯正因子はヘマトクリットおよび/または
液体粘度を測定するためのあらゆる現在知られた、また
は今後知られる方法により得られるデータに基づいて評
価、測定、または計算することが出来る。「2本針」手
順であって、液体が第一の流路を介して取り出され、ま
た液体は第二の流路を経由して注輸/再注輸されるもの
において、別個の標準流量/圧力および制御曲線は第二
流路を経由する注輸に関して確立される。その後、この
種の制御曲線の高さは予め定めた圧力調節因子によって
移転させられ、そしてこの種の移転された制御曲線の勾
配は今の粘度に関して、単一針応用について上記した態
様において勾配矯正因子を適用することにより調節され
ることになる。 更に、本発明によればアフェレシスシステムに関して
個別に適応可能得な体液流量制御システムが提供され
る。この液体制御システムはそれぞれ異なった被験者に
ついて最適速度において液体流量を制御するものであ
る。流量制御システムは静脈切開術用針またはその他の
ドナー用アタッチメントと貯蔵器、たとえば血漿分離シ
ステムとの間の流路を経由する血液またはその他の体液
をポンプ送り出しするために配置されたポンプを含んで
いる。このシステムは更に、圧力センサであって、針お
よびポンプ間の流路内の液体圧力を感知するために配置
されたもの、感知された圧力および実際のポンプ作動速
度に応答してポンプの流速に連結された制御装置、およ
びその制御装置に対しオペレータの指令を運ぶために連
結された制御パネルを包含している。 制御装置はプログラムされたディジタルプロセッサで
あって、新しい被験者それぞれについて作動してゼロ流
量静脈圧力ならびにテストポイントの流速であって、そ
の被験者の略線状流速キャパシティー内で選択されるも
のにおいて感知された圧力を決定するものを含んでい
る。ゼロ流量静脈圧力、およびそれによる作動内部静脈
圧力のダイナミックレンジを増加させるために、針の近
傍で、かつ静脈血液の流れ方向の下流に配置された圧力
カフを用いればよい。テストポイントデータが一層高い
流速に外挿され、そしてゼロ流量静脈圧力未満の量だけ
移転されて、流量制御曲線を形成する。次いで、制御装
置は液体ポンプに指令してそのシステムを、流量制御曲
線によって課された何らかの限定を条件とする所望最大
の名目的流速に維持する。実際のテストポイントデータ
を用いることにより、流速制御曲線をヘマトクリット依
存粘度、チュービング依存ポンプ流量常数、および使用
の各場合に遭遇する針特性に個別に適合させることが出
来る。その後、所望により圧力カフの圧力セィティング
に対して行った変更の原因を示すためにそれを調節する
ことが可能である。 ディジタルプロセッサは不連続(たとえば、50ミリ秒
(msec))のコンピュータサイクルに対して作動する。
この種のコンピュータサイクルはポンプに対する流速指
令を周期的に更新する。各コンピュータサイクルの間に
プロセッサは(a)感知した圧力のサンプルを取り、
(b)それのための大気圧の較正を提供し、そして次に
(c)進み遅れ補整を提供して、補整された圧力値を生
成させる。実際流速もまた算出され、そしてポンプモー
タ速度カウント信号に応答して更新され、次いで実際流
速における制御曲線上の圧力交差点を見出すために使用
される。実際感知圧力を制御曲線交差圧力点から減算し
て圧力誤差値を得る。 次いで、圧力誤差信号を積分し、かつ確定して流量制
御指令を得る。積分器はゼロの下限、最大流速に等しい
上限、そして変化速度リミットの影響下に置かれ、調節
された流量制御指令であって、ディジタルフィードバッ
ク流速制御サーボループに対し流速指令として適用され
るものを生成する。 サーボループの前方部分は流速誤差積分器、スケーラ
およびD−A変換器であって、積分された流速誤差信号
をパルス幅変調(pwm)モータ制御システムに対し印加
するために連結されたもので、それ自体が高帯域幅サー
ボループであり、そしてポンプモータを駆動する装置を
包含する。ポンプモータからの速度信号はフィードバッ
クとしてpwmモータ制御システムに提供され、そして補
整進み遅れ回路を介して更新された流速値であって、流
速リミット曲線にアクセスするに際し、そして流速サー
ボループにおける流速誤差信号を決定するに際し使用さ
れるものを提供する。実際流速および実際圧力はチュー
ビングの立体形および硬度ならびに圧力センサのスケー
ル誤差に起因する測定誤差を含んでいる。しかしなが
ら、他の流速および対応する圧力において経験されるよ
うな略同一の測定誤差をもってゼロ流量点および第二流
量点を測定することによってシステムは適応するので、
測定誤差が線形関数である範囲ではこれらの誤差は実質
的に除去される。すなわち、このシステムはそれ自体の
流量および圧力ユニットであって、関与している今のチ
ュービングおよび圧力センサにより決定されるものを作
用する。ポンプまたはチュービングの非線形性に関する
修正値の補整もまた、大きな負圧に関しても提供され、
この場合には比較的低い硬度を有するポリ塩化ビニルチ
ュービングは蠕動ローラポンプ内で幾分平になり、そし
てその中では一層低い規模の負圧において測定されたデ
ータの理想的線形外挿から計算されたそれよりも若干減
少した流速を対応的に示すものである。 図面の簡単な説明 本発明のより良い理解は添付図面と関連して以下の詳
細な説明についての考察から得ることが出来る。ここに
おいて、 第1図は本発明による適応体液流量制御システムを用
いる血漿除去操作システムのための液体流路を示す概略
およびブロック図であり、 第2図は抽出および再注輸のための流速曲線および制
御曲線を示すグラフであり、 第3図は本発明による適応血液流量制御システムを包
含する血漿除去操作システムを示す機能的ブロック図で
あり、 第4図は血漿除去の操作を例示するフローチャートで
あり、 第5図は第4図中に例示した操作において採用される
抽出工程をより詳細に例示するフローチャートであり、 第6図は第4図中に例示した操作において採用される
再注輸工程をより詳細に例示するフローチャートであ
り、 第7図は適応流量制御システムに関する流速制御更新
サイクルを示す機能的ブロック図であり、 第8図は抽出流速リミット曲線および数種類の安定状
態流量供給曲線を示すグラフであり、 第9図は高い安定状態の流量供給被験体および血液ポ
ンプ始動に引き続く動作点の過渡的通路軌跡を示すグラ
フであり、 第10図は中間の安定状態の流量供給被験体および対応
する過渡的通路を示すグラフであり、 第11図は低い安定状態の流量供給被験体および対応す
る閉塞の過渡的通路を示すグラフであり、 第12図は低い安定状態の流量供給被験体および適応流
速リミットを利用する過渡的通路を示すグラフであり、
そして 第13図は適応流速リミッタを例示するフローチャート
である。
【例示的な実施態様の説明】
添付図面に関連して以下に述べる詳細な説明は本発明
の例示的実施態様を説明することを単に意図するもので
あり、そして本発明を構成または利用し得る形態のみを
示すことを意図するものではない。この説明は添付の各
図に関連して本発明の構成および実施のための工程の機
能およびシーケンスを述べている。しかしながら、同一
または均等な機能およびシーケンスは異なった実施態様
であって、これらもまた本発明の精神および範囲内に包
含されるものによっても達成し得ることが理解されるべ
きである。 さて、第1図を参照すると、本発明による適応体液流
量制御システムを利用する血漿除去操作システムのため
の非侵入性滅菌血漿除去操作流路が例示されている。被
験者に対する流路10の静脈内連結部が体液流チャネル連
結部、たとえば静脈切開術用針12によって提供され、こ
の針は生活(または死亡)被験者の静脈内に挿入して、
血液の双方向伝達(たとえば、交互に行う取り出しおよ
び注輸)および/または被験者および血漿除去操作シス
テム流路10間の他の液体についての双方向伝達を提供す
るのに適している。 流路は針12に直ぐ隣接して枝分かれし、一方のブラン
チは非侵入性蠕動抗凝固性ポンプ14を経由して抗凝固性
容器16に延びている。全血抽出サイクルの間、抗凝固性
ポンプ14は少ない割合の抗凝固剤を供給し、かつ血液と
混合させるが、これは血液が流路10を通過する際、抽出
されたとき凝固機構の活動を妨げて血液の凝固およびチ
ュービングの側壁に対する血液の粘着を阻止するためで
ある。抽出の間の針12における抗凝固剤と全血との混合
によって、2種類の液体は完全に混合され、そして抗凝
固剤はより少ない量において必要とされる。これは分離
した血漿中の抗凝固剤の量を最小にする助けとなる望ま
しい結果をもたらす。 血液流路10の他方のブランチは気泡検出器18を経由し
てブランチ点22に延びている。ブランチ点22から一方の
ブランチはP1圧力センサ24であって、血液ポンプ26の被
験者側の液体の圧力を感知するために連結されたものに
延びている。圧力センサ24は使い捨てフィルターであっ
て、流路10内の非侵入性で滅菌大気を維持するようにセ
ンサを圧力センサチューブ28に連結するものを包含して
いる。ブランチ点22からの第二ブランチは非侵入性蠕動
血液ポンプ26を経由してブランチ点30に延在する。 ブランチ点30から、一方のブランチは血液クランプ32
を介して他方のブランチ点34に延びている。ブランチ点
30における他方の流路はセルクランプ40を経由して濃縮
セル容器42の底部に延びるが、この容器はそれから血漿
の大部分を分離した後のペンディング再注輸、高ヘマト
クリット血液を受け、かつ一時的に貯蔵する。 ブランチ点34から一方の通路が第二のP2圧力センサ44
に延びているのに対し、他方の通路はブランチ点46を経
由して血漿セパレータ48に延在し、このセパレータはフ
ィルター49を納めている。 血漿セパレータ48の精確な性質は本発明にとって本質
的なものではなく、そして所望によって完全に慣習的な
ものとすることが出来、非常に好都合な血漿セパレータ
はDonald W.Schoendorferにより1984年3月21日に出願
された出願第591,925号「懸濁液から物質を分離するた
めの方法および装置(Method and Apparatus for Separ
ation of Matter From Suspension)」中に例示された
ような回転フィルタータイプのセパレータである。この
タイプのセパレータに関して、最終生成物である血漿ア
ウトプットはヘモグロビン検出器50および血漿クランプ
52介して血漿容器54であって、大気圧に維持されたもの
に連結される。血漿容器54はテンションアーム56からウ
エイトスケール58に懸垂されており、このウエイトスケ
ールは容器54内の血漿量を血漿除去操作システムに対し
フィードバックさせる。P2圧力センサ44が血漿セパレー
タ48の入口に連結され、そしてセパレータ48の血漿出口
は大気圧プラス垂直高さの差異に関する少量の調整値に
維持されているので、圧力センサP2 44は血漿セパレー
タ48内のフィルター膜についてトランス膜圧力の表示を
提供する。このトランス膜圧力の表示は血漿セパレータ
48の動作をモニターし、かつ制御するのに有用である。 ブランチ点46から他の流路が食塩水クランプ60を介し
て食塩水容器62に延びている。この流路はセパレータ
を、最初の使用に先立って、少量の食塩水で最初に呼び
水すること、最終利用の後、食塩水で清掃することを可
能とし、更に食塩水容器62からブランチ点46を経由して
ブランチ点34に至り、次いで血液クランプ32を経由して
血液ポンプ26に至り、そして静脈切開術用針12への気泡
検出器18に至る食塩水用の流路を提供する。この通路は
血漿搬出法操作の末期において被験者に食塩水を伝達さ
せて、その被験者の全血から除去された全ての血漿につ
いて液体の置換をもたらすものである。 セルポンプ64は入口として膜と同じ側の血漿セパレー
タ48と濃縮セル容器42の頂部との間に連結されている。
このようにして、セルポンプ64は血漿セパレータ48から
濃縮セル容器42であって、抽出サブサイクルの間では高
ヘマトクリット血液が一時的に貯蔵されるものへの該高
ヘマトクリット血液の流れを制御する。濃縮セル容器42
が一杯になると何時でも再注輸サブサイクルが実行さ
れ、ここにおいてセルクランプ40は開放され、血液クラ
ンプ32は閉じられ、そして血液ポンプ26は逆方向に作動
して高ヘマトクリット血液を濃縮セル容器42から気泡検
出器18および静脈切開術用針12を経由して被験者に差し
戻す。 全てのブランチ点20、30、34、46および相互連結チュ
ービング66を含む体液流路10の全体が安価な使い捨て材
料であって、予備滅菌可能なものを構成する。汚染から
保護し、かつ汚染を阻止し、そして体液の無菌性を維持
するように血液流路は完全に非侵入性に維持される。流
路の非ハードウェア部分はそれぞれ異なる被験者に関し
て充分に置き換えることが出来る。無菌の使い捨て部分
のみが体液と接触するように、血漿セパレータ48を構成
することすら構わない。これによって血漿搬出法操作の
間に被験者に対し疾病を伝染させる危険は最小となる。 血漿除去操作装置の使用とメンテナンス人員を最適と
する一方、ドナー被験者に対する不便さと不快さを最小
とするために、血漿搬出手段は出来るだけ迅速に行うこ
とが望ましい。代表的に、血漿搬出操作の速度を制限す
る要因は静脈内血液の容量および/または血管であっ
て、これから血液が抽出され、および/またはこれに血
液が注輸されるものにおける静脈内の流速である。比較
的速い速度(たとえば、150ml/分)において血管から血
液を取り出す継続的な試みが望ましく、そして確かに経
験は数多くのヒト被験者が如何なる静脈潰れまたは利用
可能な脈管内容量についての局部的な体液喪失の発生を
伴うことなく、この種の比較的高い速度(たとえば、15
0ml/分)における一貫した液体の取り出しおよび/また
は注輸に耐え、かつそれを維持し得ることを教示してい
る。しかしながら、利用可能な脈管内容量における瞬時
の体液喪失または減少が観察されたとしても、取り出し
/再注輸速度における短時間の下方調節または休止は行
うものの、その後、その時現在の条件下でその特定のヒ
ト被験者に関して最速の可能性ある速度において取り出
し/再注輸を行うために、システムおよびドナーを効果
的に挑戦させるように取り出し/再注輸速度を所定の最
大値(たとえば、150ml/分)に向かって増加させるべく
もう一度試みることが望ましい。 本発明の適応血液流量制御システムは抽出または再注
輸についての最高利用可能流速を決定するために操作可
能であると共に、もしドナー被験者がこの種のプリセッ
ト最高速度に適応可能であれば、血液ポンプが減少した
最高速度(たとえば、150ml/分未満)において、もしく
はプリセットした最高流速(たとえば、150ml/分)にお
いて血液ポンプが作動するように、該血液ポンプ26の作
動を制御するために運動可能である。更に、本発明は以
前に減少させた最高速度(たとえば、150ml/分未満)
を、可能は限りプリセット最高速度(たとえば、150ml/
分)に近接して維持することを継続的に試みるように、
ヒト被験者をして上方に増加させることを迅速かつ頻繁
に再挑戦させる目的で作動可能である。 静脈切開術用針12を経由して静脈内体液を供給または
受容する静脈は小径の、薄い壁を備えたゴムチューブと
して類推可能である。一般に身体は静脈内に大気圧を越
える約6mmHgの圧力を維持している。これは拡張した静
脈および通常の血液流量を維持するために充分である。
しかし、もし静脈によって供給し得るより血液が速く抽
出されると、静脈内の圧力は大気圧に向かって降下し、
身体に対する外部の大気圧が静脈を圧潰する。通常の静
脈圧力が静脈内に戻るまで針を介してポンプ送り出しを
やめることによって血液流量を回復させることが出来
る。しかしながら、静脈が潰れたとき、屡々静脈の側壁
は静脈切開術用針の端部突端と係合し、それによって針
を介する血液の流れを閉塞する。静脈が再拡張したとし
ても、針は静脈壁に対して閉塞された侭となり、それで
その針を再配置することが必要となって来る可能性があ
る。勿論、これは可成りの時間遅れとドナーの懸念を生
ずる可能性がある。 再注輸の間に体液流量が大きく成り過ぎないことを保
証するためにケアもまた行わねばならない。もし、流量
が大きすぎると、体液が針と静脈側壁との間のシール点
を経由して漏洩し始めるか、あるいは破断に至るまで静
脈が拡張し始めるかするまで静脈内で圧力は上昇する。
いずれの場合にも、体液が静脈を取り囲む身体組織内に
漏洩して、望ましくないのみならず、潜在的に危険であ
る血腫すら生ずることになる。 静脈穿刺の間、圧力約60mmHgをもって被験者の腕の上
部の周囲に圧力カフを配置して、静脈を一層見えるよう
にするのは一般的である。静脈穿刺の後、カフ内の圧力
は抽出の間約40mmHgに減少させ、また再注輸の間は略0
に減少させる。このようにして、(針12を経由する)0
流速内部静脈圧力は抽出の間カフ圧力によって大部分は
決定されることになり、そしてそれは約40mmHgとなるで
あろう。抽出流速を最適化する最良の方法は疑いもな
く、実際の静脈圧力が大気圧に接近し始める規模に関し
て実際の内部静脈圧力およびリミット流速を感知するこ
とである。しかしながら、実際静脈圧力の測定は、複式
針手順(multiple needle procedures)または不経済な
同心二元針(concentric dual needles)を伴うことな
しには実用的ではない。本発明は針12と血液ポンプ26と
の間の圧力−流速のテストポイントにおける測定値を利
用して、被験者の流量限界に起因して飽和に近付いたと
き、すなわち圧力が降下したとき、略線形の圧力流量関
係および非線形圧力流量関係に関する測定曲線の外挿に
基づいてどの圧力が最大流速をもたらすであろうかの推
定値を生成させる。 さて、第2図を参照すると、抽出用の制御リミット曲
線を確立するに際して適応可能な流速制御システムは点
70における0流速において圧力をサンプリングする。典
型的な40mmHgに膨張させた圧力カフに関して、点70もま
たチュービング内の静止血液(以下の例において、ゼロ
として処理される)に対するあらゆる重力の影響を調整
した約40mmHgにおいて見出だされることが期待される。
第二のテストポイントに関して、血液ポンプ26は実際上
全ての被験者についての流速能力内で期待される25ml/
分に相当する速度において作動させるために指令され
る。我々の本実施例においては、第二テストポイントは
流速25ml/分、そして大気圧に関連する圧力8mmHgにおい
て見出だされる。もし、被験者が25ml/分の流速を容易
に提供し得ると仮定すれば、70におけるテストポイント
1と72におけるテストポイント2との間の圧力差は静脈
および圧力センサのブランチ点22間の液体流路内の圧力
降下によって誘発された損失に起因するものである。こ
の圧力降下は、針12の狭搾部であって、針の寸法、血液
の粘度および流速に左右されるものを経由する第一義的
に液体流量に起因するものである。与えられた血漿除去
操作セッションに関して、針寸法のパラメータは実質的
に一定の侭であり、そして静脈およびP1センサ24間の圧
力降下は液体の流速および粘度に略比例する。適応流量
制御システムは、テストポイント70から、そして各抽出
サブサイクルの開始において圧力データを一次的に外挿
することによって、この一次的関係の効果を得て、完全
な静脈圧力流速曲線74をもたらすものである。次いで、
この完全な圧力曲線74を、第一テストポイント70におけ
る0流速圧力の40mmHgと最小の受容可能な内部静脈圧
力、たとえばポイント76における4mmHgとの圧力におけ
る差異に等しい量だけ下方に移転させて、移転流速リミ
ット曲線77を作り出す。このようにして、移転流速リミ
ット曲線77は一般的なフォーマット、 P={[P(2)−P(1)]/[FR(2)−FR
(1)]}xFR+40−36(但し、Pは現時点の圧力、P
(2)はテストポイント2における感知圧力、P(1)
はテストポイント1における感知圧力、FR(2)はテス
トポイント2における流速、FR(1)はテストポイント
1における流速、FRは現時点の流速、40はゼロ流速感知
圧力切片または充分な静脈圧力、そして−36はあらゆる
流速における静脈の潰れを阻止するための静脈内の最大
許容静脈内圧力降下である。)を有する。このような訳
で、曲線72および曲線77間の領域は許容可能な安定状態
作動についての領域である。 実用的なシステムにおいては、ノイズ、ドリフトおよ
びダイナミックスに関しでマージンを提供することが必
要である。制御曲線78Aを曲線77の上方に上昇させ、そ
して反時計方向に回転させて低血液流量におけるマージ
ンを提供し、また幾分高いマージンをより高い血液流速
において提供するものとする。 このようにして、制御曲線78Aは一般的なフォーマッ
ト、 P={[P(2)−P(1)]/[FR(2)−FR(1)]+12/FR(3)}xFR
+40−36+20 (但し、+20は0流量加算マージンであって、異なった
値を与えてもよいものに相当し、+12/FR(3)は勾配
における減少に相当する。)を有する。 P1圧力センサ24において測定されるように、実際に感
知された圧力は曲線80に従い、これは被験者が取り出さ
れる血液の量を供給し得る限り流速曲線74に実質的に従
うことになる。しかしながら、取り出される血液の量が
最大適合速度に接近すると、内部静脈圧力は降下し始め
ることになり、そしてこの圧力降下は針を横切る圧力降
下に対し重ね合わされることになり、その結果実際の流
速曲線80は流速曲線74より一層迅速に圧力において減少
し始めることになる。適応血液流量制御システムはP1圧
力センサ24を用いて流速曲線80の実際圧力をモニター
し、そして曲線80が抽出制御曲線78Aと交差すると、以
下で説明する制御システム内の誤差信号が極性を変更
し、そして血液ポンプを減少した流速に向かって駆動す
る。次いで、適応血液流量制御システムは作動して、シ
ステムの作動を実際流速曲線80が流速リミット曲線78A
と交差する点に維持する。但し、この場合このクロスオ
ーバー点82は最大流速リミット150ml/分として第2図中
に示される流速リミット未満であるものとする。最大の
名目的流速である150ml/分。その流速リミットは、被験
者がこの流速リミットに適応し得る限り、ポンプ送りさ
れることになる。圧力曲線80が交差し、そして制御曲線
78Aより一層ネガティブとなる場合には、静脈は閉塞を
経験することに近付いている。上で論議したように、移
転した流速リミット曲線77はそれより若干下方では静脈
の閉塞が起こるであろうリミットを表している。警報リ
ミット曲線79であって、制御曲線78Aに平行または非平
行であってもよいものは制御曲線の下方60mmHgに位置し
ている。抽出血液流速が静脈に対する流れの供給を実質
的に超えると、閉塞が起こることになる。それで、分離
工程を中断し、そして静脈穿刺で探るか(sound)どう
かを決定するためにオペレータの注意を得る必要があ
る。圧力曲線80を移転流速リミット曲線77と交差させる
過渡的流速は出来れば回避すべきである。 工程の開始に際して、安定状態ドナー静脈流の供給は
知られておらず、また比較的高い流速で操作可能である
被験者に関して時間の浪費を避けるために150ml/分の最
大リミットに向かって血液流量を迅速に加速することは
依然として望ましい。 第8図は比較的低い安定状態の静脈流供給曲線80、中
庸の安定状態静脈流供給曲線170、および比較的高い安
定状態静脈流供給曲線180を例示している。 一寸の間、静脈は針の領域中の静脈内に含まれる局部
的な容量に起因して安定状態静脈インプット流速よりも
実質的に高い流速に耐えることが出来る。始動に際し
て、たとえばドナーは曲線180と一致する安定状態流速
を短時間供給し得るにも拘らず、150ml/分の速度におい
て抽出することが可能である。もし、ドナーインプット
流速が150ml/分に近ければ、針領域内の静脈中に含まれ
る局部的容量が枯渇したとき、圧力は急激に低下し、そ
して血液ポンプは制御システムの作用によって安定状態
流量供給曲線180に向かって復帰減速される。この始動
の過渡的流量特性であって、血液ポンプ始動直後の作動
点の軌跡であるものは第9図中に過渡的路172として示
されている。 ダイナミックスは、最大流量リミット150ml/分および
曲線180による安定状態流量供給によって、過渡的路172
の最もネガティブなエクスカーション(excursion)が
移転流速リミット曲線77とは遭遇せず、従って針の領域
内の静脈中の圧力は大気圧未満には降下せず、そしてそ
の静脈は潰れたり、平になったりしないようになってい
る。 この状況は、中庸の安定状態血液供給曲線170および1
50ml/分の最大流速リミット174と共に第10図中に示され
るような中庸安定状態について顕著に異なっている。こ
の状況に関する始動直後のポイントの軌跡は過渡的路17
6として第10図中に示されている。過渡的路176は移転流
速リミット曲線77と交差し、かつ実質的にこれを下回る
ので、静脈は潰れ、そして閉塞が発生する。曲線77の下
方の路176の持続に左右されて、このシステムは静脈を
再充填しながら停止、かつ休止を伴わずして回復し、も
しくは回復しない可能性がある。 低安定状態静脈供給80の状況に関しては、最大流速リ
ミットが150ml/分を離れると、閉塞が一般的に発生し、
そして第11図中に過渡的路178として示される作動点の
軌跡が曲線77と、そして警報リミット79と交差すること
になり、それで静脈を閉塞し、その手順において血液ポ
ンプの迅速な停止および休止を必要とし、その結果時間
のロスをもたらし、そしてオペレータの関与を必要とす
る。 適応流速リミット182は第12図中に示されており、こ
こにおいて低安定状態静脈供給(曲線80)に関する血液
ポンプの始動に続く過渡的路より苛酷ではなく、また曲
線77と交差しない。適応流速リミット182は流動的な流
速リミットであって、以下で更に説明するように有効な
流速に適応する。この適応流速リミットは安定状態静脈
供給を超える極端に過剰な抽出血液流量を阻止するため
に機能し、針領域内の局部的静脈容量についてのより低
い体液喪失速度をもたらし、それによって静脈閉塞を伴
うことなく、制御システムに対し血液ポンプを調節する
ための時間を許容する。 再注輸流速リミット曲線は抽出に関する方法と略同一
の方法において再注輸について決定することが可能であ
る。圧力は第一および第二流速テストポイントにおい
て、たとえば流速0における第一テストポイント90(第
2図)およびあらゆる被験者についての復帰流速適合内
であると充分に考えられる流速における第二テストポイ
ントにおいて感知可能である。圧力カフは再注輸に関し
て減圧されるので、0流速縦座標切片テストポイント90
は通常約6−8mmHgとなり、これは正常な静脈内血圧で
ある。抽出および再注輸用針が異なったゲージ(内径)
を有している2本針手順は、粘度および/またはその他
の変数における大凡の変化による抽出および再注輸流速
(すなわち、ポンプ処理量)に付随する調節を伴って、
抽出および再注輸勾配特性について独立の測定値を取る
ことによって利益を得る。 特に、治療目的の血漿交換として知られる取り出し/
再注輸手順の一つのタイプは(a)全血の取り出し、
(b)血液からの自己(autologous)血漿の分離および
除去、(c)除去した自己血漿の或る量の不活性希釈液
またはドナー血漿による置換、および(d)患者の血球
プラス添加した不活性希釈液またはドナー血漿の再注輸
を包含している。この種の治療目的の血漿交換手順で
は、取り出された全血のヘマトクリットおよび/または
粘度が患者に再注輸される再懸濁された血球のヘマトク
リットおよび/または粘度とは実質的に異なっている可
能性のあることが察知されるであろう。従って、この種
の手順では取り出され、そして再注輸される液体の拡散
する粘度に適応するように取り出しおよび再注輸の流速
を別々にモニター、調節および制御することが非常に望
ましい。 或る量の血漿が除去され、そして残りの血球コンセン
トレートが再注輸される標準の血漿搬出法手順において
すら、復帰セル流量制御の好ましい方法は血漿の除去に
起因する粘度における予め定めた概略の増加を、たとえ
ば粘度の2倍と推定する。従って、抽出に関して認定さ
れた予め定めた粘着性の圧力降下曲線の勾配は勾配因子
1.5乃至3.0(2.0が現在好ましい)を乗ずることにより
増加させ、かつその符号を変更して再注輸圧力制御曲線
勾配を得る。勾配因子の計算は推定アルゴリズムに基づ
く復帰液体粘度を使用して行うか、あるいは実際の測定
粘度値を利用してもよい。液体の相対粘度は何の液体
(たとえば、食塩水、血球コンセントレート、アルブミ
ン、再懸濁血球コンセントレート等)が患者/ドナーに
復帰されるかに依存して変動する。 通常、それに対し液体が再注輸される末梢静脈は再注
輸の間には少しの過度圧力に適応するものである。他
方、静脈からの血液の取り出しが有効な脈管内血液容量
に関してほんの僅かに早過ぎる速度において行われれ
ば、静脈内の圧力は周囲圧力未満に低下し、そして静脈
は潰れることになる。従って、液体の再注輸は液体流速
についてより固定的ではない制御を要するので、0流量
における非常に明確なオフセット(たとえば、48mmHg)
が許容可能である。復帰液体についての、現在の概略相
対粘度の知識に関して、示されていない治療目的の血漿
交換システムは、濃縮した赤血球と置換液体との混合物
の組み合わされた粘度に従う上記の勾配因子を調節する
ことによって最適化できる。 本実施例において、次いで針−濃縮セル流量関係は第
2図の正常な静脈圧力流速曲線92により表すことが出
来、ここにおいてポイント90は圧力カフを伴わないゼロ
流量静脈圧力である。この実施例において、完全な静脈
圧力流速曲線72の勾配は−2.0を乗じられて、再注輸正
常静脈圧力流速リミット曲線92の勾配を得る。流速曲線
92を48mmHgだけ上方に移転させて、再注輸制御曲線94を
得るが、これはポイント95において56mmHgゼロ流速切片
を有するものである。制御曲線94は最終再注輸制御曲線
となり、実際のポンプ送り速度を制限する。制御曲線94
上の総和点95は48mmHgだけ明確にオフセットさせ、符号
を変更し、そして曲線74の勾配をファクター2だけ増加
させた結果である。 曲線93は仮定のケースであって、濃縮されたセルが充
分に粘稠で曲線94に関し、安定交差点93Aにおいて幾分
減少された流量をもたらすものにおける実際感知圧力を
表している。この減少した流量は利点となり得る。それ
は非常に粘稠な液体についての過剰に高い流速に関して
は、液体の剪断が過剰となり、そして赤血球が損傷され
る可能性があるからである。 抽出曲線74から再注輸制御曲線を生成させるこの方法
は、血液ポンプが中間の測定について休止を要求されな
いという付加された効果を有している。それは針および
供給源血液特性が抽出測定において決定されるからであ
る。もし、被験者からの入来血液が比較的低いヘマトク
リット、たとえば30を有していれば、制御曲線94の勾配
は比較的小さく、そして48mmのオフセットは、高い流速
の許容を継続しながら、復帰セルヘマトクリット(従っ
て、粘度)をしてその入来血液ヘマトクリットを超えて
実質的に増加させる。しかし、比較的高いヘマトクリッ
ト入来血液、たとえば45に関して、制御曲線94の勾配は
比較的急勾配となり、その結果48mmオフセットは相対的
に取るに足らないものとなり、そして復帰流速において
減少して、過剰剪断に対する暴露から保護すること無し
では粘度の2倍以上を許容することは無い。相対粘度に
ついての推定値または測定値を用い、そしてそれに従っ
て勾配を調節するその他の方法は本発明の範囲内にあ
る。 第2図の曲線96は仮定を含む実際流量圧力曲線であっ
て、もし、復帰流量規制が生ずるか、あるいは針が肉体
内に滑入し、そして自由復帰流が阻止されると生ずるで
あろう非線形性を有するものを例示している。この状況
は通常、血腫生成の可能性を惹起するであろう。点96A
における曲線96と曲線94との交差点は復帰セル流量を減
少させて、減少した流量キャパシティーに適応する。曲
線94を超える圧力における急速な増加は、実際圧力(曲
線96)と閾値曲線オフセットとの比較によって、かつ再
注輸警報リミット曲線95により示されるような予め定め
た量、たとえば60mmHgによる曲線94の上方において完全
なポンプの運転停止を惹き起こす。この閾値は固定され
た60mmHgというよりはむしろ血液流量の関数であり、そ
して各種のフィルターアルゴリズムを伴って侵入の検出
を改良する。 このような訳で濃縮されたセルの再注輸に関して制御
曲線または流速リミット曲線94は一般式、 P=M{[P(1)−P(2)]/[FR(2)−FR(1)]}xFR+48+8 (但し、Mは抽出勾配の負に対して適用される正の粘度
乗数項であり、そして他の値を取ってもよく、+8は測
定されたゼロ流量静脈圧力、そして48は測定されたゼロ
流量静脈圧力からのオフセットであり、また異なった値
を与えてもよいものである。)を有する。勾配の符号に
おける変更はP(2)からP(1)を減算する代わりに
P(1)からP(2)を減算することにより行われる。 仮定を含む実際ドナー被験者濃縮セル流速曲線であっ
て、たとえばダッシュ線曲線93により表されるものは再
注輸に関するシステム流速リミット関数を示している。
適応血液流量制御システムは、曲線93によって表される
実際感知圧力が制御曲線94を切り取る流速点のリミット
まで、あるいは適応流速リミットがどちらでも一層低い
方に達するまで、可能な限り迅速な速度で血液を再注輸
するために作動する。このようにして、このシステムは
抽出または再注輸に関して最適流速が達成されることを
保証する。 さて、第3図を参照すると、血漿除去操作システム10
0は、その血漿除去システム100を超える作動制御を維持
するプロセッサ102を包含している。本実施例におい
て、プロセッサ102は6502タイプのマイクロプロセッサ
であり、そしてこれは典型的にマイクロプロセッサに関
連して適切なシステムオペレーションを提供するあらゆ
るメモリーおよび周辺論理を包含するものと考えられ
る。プロセッサ102はアドレスおよびデータバス104を介
して血漿除去システム100の他の部分と連絡する。アド
レスおよびデータバス104に連結されたアイテムの中に
はカフ圧力ポンプ106がある。カフコンプレッサポンプ1
06は腕カフであって、被験者ドナーにおける静脈内圧力
を増加させるために利用されるものの内部の圧力を制御
する。 更に、メモリバス104に接続されているのは3基の液
体ポンプ、抗凝固性ポンプ14、血液ポンプ26、およびセ
ルポンプ40ならびに血漿セパレータ32である。これら装
置の回転部分を駆動する市販のモータはそれぞれホール
効果センサであって、モータの回転ごとに12個の位置増
分信号を生成するものを含んでいる。これらの位置フィ
ードバック信号は、リセット可能カウンターであって、
位置およびメモリバス104を超えてプロセッサ102に至る
速度フィードバックとして周期的に提供される蓄積され
たカウントによって各モータと関連するものによって蓄
積される。ディジタル・アナログ変換器106もまたメモ
リバス104に連結されて、ACポンプ14、血液ポンプ26、
セルポンプ40およびセパレータ32に関連する各モータに
ついてプロセッサ102から速度指令を受ける。プロセッ
サ102から受けたディジタル速度指令はアナログ信号に
変換され、これらは各モータに伝達される。 アナログ・ディジタル変換器108は伝達のためにメモ
リバス104を経由してプロセッサ102に接続されている。
アナログ・ディジタル変換器108は8チャンネル以上の
アナログ情報を受け、そしてディジタル形式においてそ
の情報をプロセッサ102に伝える。アナログ信号をアナ
ログ・ディジタル変換器108に提供する装置の中には、
ヘモグロビン検出装置50であって、2チャンネルのアナ
ログ光学情報を提供し、この光学情報が血漿中の赤色ヘ
モグロビンの出現に対して敏感である装置、圧力センサ
P1、圧力センサP2、および第三圧力センサP3 110であ
って、ドナー被験者の腕に取付けられた圧力カフ内の圧
力に応答するものがある。各圧力センサは単一チャンネ
ルのインプットをアナログ・ディジタル変換器108に対
し提供する。ウェイトスケール58は変換器108に対しも
う一つの単一チャンネルのアナログインプットを提供し
て、血漿およびウェイトスケール58のフォースアーム
(force arm)56から吊るされているバッグの重量を示
す。食塩水クランプ60、血漿クランプ20、血漿クランプ
52およびセルクランプ40を含む非侵入性液体流クランプ
のそれぞれはメモリバス140を介してディジタルクラン
ピング指令を受けるために連結されており、そして受信
した指令に応答してクランプを経由する流路を開放した
り、または閉止することによってこれらに応答する。更
に、同様な方法において連結されているのはカフクラン
プ112であって、これはドナー被験者の腕に取付けられ
た圧力カフ内の空気圧を選択的に維持または軽減するた
めに配置されている。 濃縮セルレベル検出装置114もまた、メモリバス104を
介してディジタル信号であって、濃縮セル容器42内の濃
縮セルのレベルを示すものを伝達するために連結されて
いる。本実施例において、濃縮セルレベル検出装置114
は4種類の光学的センサであって、濃縮セル液体が濃縮
セル容器42の底部近傍に配置された底部センサ104aの上
方または下方にあるか否か、底部センサ114aの僅か上方
に配置された底部隣接センサ114bの上方または下方にあ
るか否か、を示すために設けられたもの、濃縮セル容器
42の頂部近傍に配置された頂部センサ114dの上方または
下方にあるか否かを表示して完全な状態を示し、あるい
は頂部センサ114dのやや下方に配置されて頂部隣接セン
サ114cの上方または下方にあるか否かを表示して略完全
な状態を示すために設けられたものを含んでいる。 気泡検出器18はメモリバス104を介してプロセッサ102
にディジタル結合されて、あらゆる緊急事態であって、
この場合静脈切開術用針の近傍で静脈内流体流ライン中
で気泡が検出された事態についての表示を提供する。 オペレータパネル120もまた、アドレスおよびデータ
バス104を経由してプロセッサ102に連結されている。オ
ペレータパネル120は数値指令ならびに血漿除去操作に
関連する様々なステップを経由するオペレータのステッ
ピィングを制御するための前進および停止または後進指
令を受ける。オペレータパネル114はまた、オペレータ
に対するフィードバック情報をディスプレイの形態で提
供し、これは血漿除去オペレーションの現状を表示する
ものである。 血漿除去操作システム100を利用する代表的な血漿除
去操作の作動サイクルが第4図中に例示されている。電
源のターンオンまたは前の手順の完了に引き続き、シス
テム10はP1圧力センサ24を用いて大気圧に関連して感知
した圧力差を計算するに際して使用するために大気圧を
測定する。次いで、システム10は、使い捨てチュービン
グ、圧力センサインターフェース、血漿容器54、濃縮セ
ル容器42およびセパレータフィルター49であって、第1
図中に示す滅菌、非侵入性液体流路を形成するものを据
え付けるために休止する。 使い捨て装置の据え付けが完了すると、オペレータは
「前進」キーを押し、そして血漿除去システム100はテ
ストおよび初期化工程を進行させる。 テストおよび初期化工程において、システム100は各
種のポンプおよびクランプを用いて使い捨てチュービン
グを加圧し、そしてあらゆる漏洩に関して試験する。も
し、何らかの漏洩が発見されると、システムは停止し、
そしてオペレータにディスプレイのメッセージを通じて
それらの修正を懇請する。漏洩が全く無いと推定する
と、システムは食塩水クランプ60を短い所定時間開放し
て、食塩水の呼び水を血漿セパレータ48へ続くチュービ
ングならびに周囲の壁とフィルター膜49との間の血漿セ
パレータ48内の小さなスペースの中に重力供給させる。
この手順の間にセルポンプ64は作動されて、空気を引き
出し、そして最後には血漿セパレータ48から濃縮セル容
器42であって、濾過された通気孔116を介して空気が存
在するかも知れないものに至る少量の食塩水を引き出
す。食塩水の呼び水操作が完了すると、抗凝固性ポンプ
14が作動されて、抗凝固性容器16と静脈切開術用針12と
の間を予め定めた容量の抗凝固性液体をもって呼び水す
る。 抗凝固剤の呼び水が完了すると、システムは休止し、
そしてディスプレーはオペレータに対しドナー被験者関
連情報であって、収集すべき血漿の所望容量および手順
の最後に復帰させるべき食塩水の容量を定義するものを
入れるように求める。付加的手順−特定情報も所望の凝
固剤対血液割合に関してこの時点で入れればよい。も
し、オペレータが何の値も入れなければ、予め定めた省
略時の値が使用される。 オプショナル・パラメータはまた、システムの最大流
速値150ml/分を下回るオペレータが選択した最大流速値
を含んでいてもよい。もし、被験者が過去の病歴または
何らかの肉体的条件であって、最大流速を減少すべきで
あると示唆されるものを有する場合は、今回はその値を
入れることが出来る。流速を最大値の150ml/分または適
応流速リミットの他に選択された最初の一層低い値、た
とえば120ml/分に向かって加速させる場合、減少させた
最大値が閉塞の発生を妨げる。 データプロセッサ102は3種類の異なった流速リミッ
ト値を記憶し、かつ維持する。第一のものは絶対リミッ
トであって、150ml/分に規定されており、そしてこれは
通常の状況下では変更することが出来ない。第二のもの
はオペレータ選定最大流速値であって、これはシステム
デザインによって30乃至150ml/分に強制されるものであ
る。もし、オペレータが異なった値を入れなければ、省
略時の値の150ml/分が使用される。 第三または適応流速リミット値はその流速リミットを
実際に規定し、これは血漿除去操作システムの作動中の
如何なる所定時点においても制御されるものである。適
応流速リミット値は時々自動的に調整されればよいが、
常にオペレータの選択した最大流速値以下であるように
強制されるものとする。何時でもオペレータ選定最大流
速値はオペレータによって更新され、適応流速値は整合
値に設定される。 オペレータはオペレータパネル120上のキーを作動さ
せることによってシステム作動の間は何時でも、そのオ
ペレータ選定最大流速値を調整することが出来る。次い
で、オペレータは利用可能な機能についてのメニューで
あって、オペレータ選定最大流速値の更新を含むものを
提示される。もし、このオプションを選択するのであれ
ば、オペレータは新しい値を入れることに進む。本デザ
インにおいて、路10を経由する液体流は、オペレータが
選択メニューを要求するときは何時でも自動的かつ迅速
に停止される。何らかのオペレータの選択完了後、オペ
レーションはあらゆる新しいパラメータの制御下で再開
する。しかしながら、(最初の始動手順の後)オペレー
タの選択の間システムオペレーションは継続し、そして
オペレータの選択が為されたとき、システムオペレーシ
ョンは何らかの選択について調整され得ることになる。 適応最大流速値はもまた、システムオペレーションの
間に自動的に調節されればよい。もし、圧力センサP1
24が、閉塞の発生したことを示唆すると、路10内の液体
流は急速に停止し、そして適応最大流速値は予め定めた
値、たとえば40ml/分に基づいて減少される。もし、閉
塞が少ない方であれば(たとえば、第10図中にグラフで
示されるように)、感知された圧力は上昇し始め、そし
て流速リミットを制御する一層低い適応最大流速値をも
って正常な動作が再開されることになる。 適応最大流速値は上限であり、これは流速指令であっ
て、第2図および第12図に関連して論述するように制御
曲線を用いて決定されるものに重ね合わされる。もし、
決定された流速が適応最大流速値より低ければ、その適
応最大流速値はシステムオペレーションに関して全く影
響は無く、そのまま保持されて始動(たとえば、新しい
抽出サブサイクルまたは警報状況後の回収についての始
動)に続く過渡的抽出速度を限定する。 手順−特定情報の入力後、システムは休止し、そして
オペレータに圧力カフの取付を求める。圧力カフの取付
け後、システムは静脈穿刺ならびに血液およびACチュー
ビングの静脈切開術用針12への接続に関する促進を続け
る。次いで、オペレータは「前進」キーを作動させ、そ
してシステムは血液呼び水作動工程に進む。 血液の呼び水の間に、システムは圧力を感知してテス
トポイント2のデータを引き出しながら、進行して25ml
/分において呼び水する。濃縮セル容器42中の液体レベ
ルが底部センサ114に達するまで、システム100は作動
し、気泡検出器18、血液ポンプ26およびセルクランプ40
を介して濃縮セル路を濃縮セル容器42まで呼び水する。
血液が再注輸貯蔵器内で検出されると、システムは停止
し、そして0流速において静脈内圧力を感知してテスト
ポイント1のデータを確立する。血液クランプ32はこの
時点で閉じられる。最初の呼び水および引き続く各再注
輸サイクルの後、完全な呼び水は必要ではなく、そして
予め定めた量の血液約10ccがポンプ送りされて、セパレ
ータ48に対しポンプ送りされないように、静脈切開術用
針12および濃縮セルのブランチ点30間の血液ラインをク
リヤーにする。 次いで、セルクランプ40が閉じ、血液クランプ32は開
き、そして血液の呼び水はセパレータラインに関して、
血液ポンプ26であって、血液検出器18、ポンプ26、ブラ
ンチ点30、血液クランプ32、ブランチ点34、およびブラ
ンチ点46を経由して血漿セパレータ48に血液をポンプ送
りするものによって継続される。血液ポンプ26が動き続
ける間はずっと、セルポンプ64は略同一速度で作動して
血漿セパレータ48から液体を抽出し、そして血液をもっ
てその液体を置換しながら、該液体を濃縮セル容器116
内にポンプ送りする。最初の呼び水の間、置換される液
体は主として食塩水呼び水からの食塩水である。各再注
輸サブサイクルの後、液体は主として血液である。も
し、回転フィルターを使用するのならば、この期間内に
フィルターは通常の速度に加速される。呼び水は、濃縮
セル容器が底部インジケータ114bの隣に達するまで続
く。 濃縮セル容器42が呼び水液体によって底部インジケー
タ114bの隣まで充填されると直ぐに、第2図に関連して
論述したように、血漿クランプ52は開放されて血漿分離
オペレーションを開始し、そして血液ポンプ26が附勢さ
れて最適流速を生成する。抽出サイクルの間、血漿セパ
レータ48は血漿を全血から分離し、この血漿はヘモグロ
ビン検出器50および血漿クランプ52を通過して血漿容器
54に至る。残りの高密度濃縮セル液体はセルポンプ64の
制御下で血漿セパレータ48からセルポンプ64を経由して
濃縮セル容器42に至る。血漿セパレータ48の血漿サイド
は大気圧に維持される。それは血漿が軟質の壁で構成さ
れた容器54であって、大気圧を蒙るものの中に流入する
からである。ブランチ点34およびブランチ点46を介して
血漿セパレータ48の入口に連結された圧力センサ44はこ
のようにして、血漿セパレータ48内のセパレータフィル
ター膜49に関するトランス膜圧力を表示する。 抽出サイクル実施の間、プロセッサ102が作動して50
ミリ秒(msec)ごとにシステム100と状況パラメータを
更新する。これらの状況パラメータは圧力センサ値、モ
ータ回転カウント、クランプ状況、液体レベル表示たら
びに気泡検出器18およびオペレータパネル114の状況を
含んでいる。濃縮セル容器42が濃縮セルレベル検出器11
4によって満杯であるとは表示されないか、あるいは血
漿容器がウェイトスケール58によって満杯であると表示
されない限り、抽出サイクルは継続する。 最初に、システム100は流量常数であって、血液ポン
プ26およびセルポンプ64に関して流れ容量対回転カウン
トの割合を定義するものについて予め定めた省略時の値
を用いる。しかしながら、改良された精度を達成するた
めにこれらの流れ常数は各抽出−再注輸サイクルの間で
実際の容積データを用いて更新される。回転カウント
(12/回転)が維持される一方、濃縮セル容器42内の液
体レベルはセンサ114bから114cへと上昇する。血漿容器
54の重量もまたこれらのポイントに関して記憶されるの
で、対応する容積変化を濃縮セル容器42における知られ
た容積変化に対し加えて、血液ポンプ26を経由する全容
積流量を得ることが出来る。抽出方向流量常数は各抽出
パートサイクルの間に血液ポンプ26に関して同様に決定
される。次いで、新しい流量常数が、第二およびそれぞ
れの引き続くサイクルに関して血液ラインが呼び水され
る直前の古いものと置換される。 液体容器の1基が満杯であると検出されると、システ
ムは再注輸サイクルを実施するために進行し、この間に
濃縮セル容器42内の液体レベルが底部レベルインジケー
タポイント114aに達するまで濃縮セル容器116内の濃縮
セルはドナーに対し復帰される。濃縮セル容器42が濃縮
セルレベル検出器114によって空であると表示された
後、血漿容器54の状況が試験される。もし、満杯で無い
とすると、システムは次のサイクルテストポイント1の
データに関してP1を測定し、そして血漿ライン血液によ
って再呼び水され、テストポイント2のデータを得、そ
して次の抽出サイクルが以前のように実行される。 もし、再注輸サイクルに続いて血漿容器54が満杯であ
ると判明すると、血液および濃縮セル液体流路は食塩水
でフラッシされる一方、流路からフラッシされた血液お
よび濃縮セル液体は再注輸オペレーションにおけるドナ
ー被験者に対し復帰される。典型的に、食塩水の最後の
再注輸は、血漿セパレータ48ならびに濃縮セル容器42お
よび血液ポンプ26を経由する血漿セパレータ48からの流
路をフラッシするに足る食塩水の選択された量が、食塩
水によってフラッシされるまで継続する。次いで、セル
クランプ40が閉じられ、セパレータクランプ32が開放さ
れ、そして容器62からの食塩水のフラッシングは血液ポ
ンプ26の制御下でブランチ点46、ブランチ点34およびブ
ランチ点30を経由して針12まで続く。食塩水のポンプ送
り出しは、手順の初期においてオペレータにより要求さ
れた量が被験者に注入されるまで典型的に継続される。
次いで、システム100は使用済みの使い捨て物品の除去
および新しい被験者に対して新しい血漿除去操作を開始
するためのキーを前進させる作用をペンティングとして
新しい使い捨て装置に関して休止する。 第4図中に示される実行抽出工程を例示するフローチ
ャートが第5図中に一層詳細に示されており、これに対
し言及するものとする。予備的に血液クランプを開放
し、そしてセルクランプを閉じる。50ミリ秒の抽出更新
コンピュータサイクルは血液ポンプおよび速度指令の更
新ならびに血液流量制御に直接関係しないシステムオペ
レーション関するその他の指令によって開始される。こ
の更新コンピュータサイクルはシステム状況データの目
標捕捉および新しい指令パラメータの計算を含んでい
る。更に、抽出中の血液流量制御に直接関連するのは抗
凝固性ポンプ速度指令の更新およびセルポンプ速度指令
の更新である。このポイントにおいて、プロセッサ102
は第13図に示され、かつ以下に記載される適応流速リミ
ットの計算を実行する。復帰すると、プロセッサ102は
ヘモグロビン検出装置50および気泡検出器18からの獲得
データを検査する。もし、ヘモグロビンまたは気泡が検
出されるか、あるいは何らかの状況パラメータ、たとえ
ば圧力が受容可能範囲の外にあるとすれば、緊急メッセ
ージがディスプレイされ、そしてそのシステムは緊急処
理オペレーションの部分として運転停止される。 通常、ヘモグロビンおよび気泡試験は陰性となり、そ
してプロセッサ102は、充填赤血球レベル検出器114が完
全な状態を示しているか、あるいはウェイトスケール58
が血漿容器54に関し完全な状態を示しているかを確かめ
るために試験することになる。もし、どちらかの容器が
満杯であると表示されると、そのフローチャートは再注
輸サイクルに枝分かれする。そうでないとすれば、抽出
更新サイクルが再実行される。第4図の再注輸サイクル
は第6図のフローチャート内に一層詳細に例示されてお
り、ここでこれに対し言及するものとする。再注輸のス
タートにおいて、血液クランプ20は閉じられ、セルクラ
ンプ40は開放され、そしてカフクランプ112は開放され
て、圧力カフ内の圧力を解放する。次いで、システムは
進行して充填赤血球をドナー被験者に対しポンプ送り復
帰させ、血液ポンプ速度指令は抽出の間のケースがそう
であったように50ミリ秒のサイクルに対して更新され
る。しかしながら、再注輸の間、抽出に関して使用され
る抽出流速リミット曲線78よりもむしろ第2図に示され
るように移転された再注輸流速リミット曲線94が利用さ
れる。 再注輸の間、試験は気泡検出器18による気泡およびP1
における過剰圧力の感知について行われる。このポイン
トにおけるP1圧力センサ24による圧力の感知は通常の流
速の更新であって、流速制御パラメータの流速計算に関
連して得られるものを超え、かつその上方の余分なリミ
ット試験である。もし、気泡が検出されるか、あるいは
P1における圧力が所定のリミット上方にあれば、緊急処
理が緊急メッセージのディスプレイによって開始され、
そしてシステム100は運転停止され、全てのポンプは迅
速に停止される。通常はシステムが、気泡もまた過剰の
圧力も存在しない旨を検出することになり、次いでそれ
は濃縮セルレベル検出器114からのレベル表示データを
試験することになろう。濃縮セル容器42が空で無けれ
ば、サイクルは反復される。しかしながら、もし濃縮セ
ル用器が空であると表示されれば、試験は血漿容器が満
杯であるか、否かに関して行われる。もし、血漿容器が
満杯であれば、システム100のオペレーションは進行し
て第4図中に示されるように使い捨て部品をフラッシす
る。血漿容器54が満杯で無ければ、システムはポンプ流
量常数を更新し、かつ圧力カフを再膨張させた後、新し
い抽出サイクルに進む。 モータM2駆動血液ポンプ26のオペレーションを制御す
る適応流速制御システム130は第7図中に機能ブロック
図形式において示されており、これに対しここにおいて
言及を行うものとする。明白には示されていないが、デ
ィジタル数学オペレーションがプロセッサ102によって
実行される(第3図)。一般に、適応制御システム130
はP1圧力センサ24からの圧力表示および血液ポンプ26用
のモータM2からの実際モータ速度カウント信号に応答し
て、モータM2および血液ポンプ26用のモータ速度指令信
号を生成する。 ACポンプ14を駆動するモータM1およびセルポンプ40を
駆動するモータM3のオペレーションは血液ポンプ26を駆
動するモータM2に関連して比較される。たとえば、ACポ
ンプ14は血液ポンプ26の容量の1乃至5%ポンプ送り出
しする可能性があるのに対し、セルポンプ40は血液ポン
プ26の容量の50%をポンプ送り出しする。速度の比較を
除けば、ACポンプ111およびセルポンプ40を駆動するモ
ータに関する速度制御システムはシステム130と本質的
には同一であり、従って別々には示さないものとする。 P1圧力センサー24から受けた圧力表示はアナログ・デ
ィジタル変換器108によってディジタル形式に変換さ
れ、そしてプロセッサ102に伝えられる。そのディジタ
ル圧力値は大気較正因子を減算することにより較正され
て、大気圧におけるゼロ圧力表示を提出する。次いで、
較正された圧力は、 Pc=[Pn−αPn−1]/[1−α] (但し、Pnは現在の較正圧力表示、Pn−1は先行の更新
サイクルからのリード・ラグ補整した(lead lag compe
nsated)圧力表示、そしてPcは得られた補整圧力表示で
ある。)の形式におけるリード・ラグ補整関数に委ね
る。血液ポンプ26の作動の間にモータM2速度指令は50ミ
リ秒サイクルに対し反復的に更新されることが思い出さ
れるであろう。αは比例常数であって、代表的に約0.5
であればよいものである。較正された圧力表示について
のリード・ラグ補整はブロック132によって表され、そ
して傾斜遅延(ramping delays)および制御システムの
他の部分における他の遅延の補整に向かってシステムオ
ペレーションの安定性を改良する。 補整された圧力表示Pcは工程134に伝えられ、ここに
おいて第2図からの適切な抽出または再注輸流速リミッ
ト曲線がシステムの状況パラメータに対し適用されて、
圧力誤差信号PEを生成する。工程134において、変化ま
たはスケールされた流速カウント信号であって、血液ポ
ンプ26に関する実際速度を表すものが適切な流速リミッ
ト曲線を表す等式に数学的に適用されて圧力を生成する
が、ここにおいて流速リミット曲線は実際のシステム流
速を交差してリミット圧力PLを生成する。次いで、圧
力誤差信号PEがPCおよびPL間の誤差として生成さ
れ、これは実際圧力PCがリミットポイント内にあれ
ば、正の符号を、またもし、PCがリミットポイントを
超えていれば負の符号を伴うものである。換言すれば、
抽出に関してはPE=PC−PL、そして再注輸に関して
はPE=PL−PC(但し、PCおよびPLは符号を付した
実数である。)となる。正味の結果はPEに関する値で
あり、これは抽出または再注輸の間に、感知された圧力
の大いさが流速リミット曲線の区域外部にある点を超え
て流速が増加すると、消極的に増加する。モータM2の回
転方向はプロセッサ102により独立して制御され、回転
速度のみが適応流速制御システム130によって制御され
ることが注目されるべきである。 積分器およびリミッタ工程136において、圧力誤差値
PEが積分されて、あらゆる流速誤差はゼロに修正され
るか、あるいは受容可能な偏差についての或る種の閾値
レベル内にあることを保証するのを補助する。次いで、
積分された値は、適応最大流速値であって、先に説明し
たように決定され、かつ記憶されたものに対応する選択
された最大の正の値に限定される。(実際流速が受容可
能リミットを超えていることを示す)積分された誤差信
号に関する全ての負の値はゼロに限定されて、無方向性
速度規模制御システムにより如何なる不適切な応答をも
回避する。 更に、整合フィルターであってもよい微分器137もま
た作動して、圧力誤差値PEを受け、そして出力信号F
(P,(S,S2)P)を生成する。この信号F(P,(S,S2)
P)は時間に対する圧力についての第一および第二導関
数を表し、そしてこれは第11図の移転された流速リミッ
ト曲線77の可成り下方を横切る過渡的路138の初期同定
を提供するために有用である。 微分器137は閉塞の開始を示す圧力状態に迅速に応答
するためのビヒクル(vehicle)を提供する。経験は制
御システムの第一次の調整が、第8−12図に関連した上
で論述した或る場合において閉塞を回避するためには不
適切であることを示して来た。以下で一層詳細に説明す
る閉塞の開始に応答するシステムを加速するための他の
エレメントには累進的減分、累進的旋回速度規制および
逆ポンプ作用がある。これらのエレメントは血液抽出シ
ステムの高められた効率およびダイナミックレンジを助
成する一方、閉塞速度を減少させる。 微分器137からの出力は適応流速リミッタ139であっ
て、最大流速リミット、警報閾値出力14、および微分器
137からの情報を処理するものに対し伝えられる。 適応流速リミッタ139(第13図)は適応流速リミット1
82を確立するが、これは136において積分器の出力に対
し印加されて、血液ポンプの始動に続いて針の領域内の
血液の喪失速度を規制するために血液の速度を限定す
る。 本発明に従い、かつ一層詳細に以下で論述するよう
に、下記の変数が第I表中に示されるように定義され
る。 第I表 BLDFLO =現在の実際ポンプ流速(ml/分) BOFFSET =流速リミットマージン(ml/分) EXTRATE =現在の適応流速リミット(ml/分) MAXEXTRATE =最大流速リミット(ml/分) HIGHCOUNTER =レジスタであって、BLDFLOがプリセット した最大血液流量を上回ると、増分される LOWCOUNTER =レジスタであって、BLDFLOがプリセット した最小血液流量を下回ると、増分される HIGHTIME =EXTRATEの値を上昇させるべき場合、H IGHCOUNTERに関連するカウント LOWTIME =EXTRATEの値を下降させるべき場合、L OWCOUNTERに関連するカウント 第13図に関連してプロセッサは、「適応流速リミッ
ト」以下、頭字語“EXTRATE"をもって示されるものに対
し調整を行う目的で第I表中に示された各変数について
の値を計算および/またはそうでなければ、定義する。
HIGHCOUNTERはレジスタであって、これは50ミリ秒のコ
ンピュータサイクルについての連続した発生をカウント
し、この場合制御システムに応答する制御された血液ポ
ンプが適応流速リミットEXTRATEの近くに接近する。HIG
HTIMEは集積された時間であって、その後EXTRATEを上昇
(たとえば、15秒)させるのが望ましい。EXTRATEを下
降させるための同様な定義がLOWCOUNTERおよびLOWTIME
に適用される(たとえば、18秒)。 抽出サブサイクルの間の50ミリ秒の各コンピュータサ
イクル、第13図のフローダイアグラムが実行される。チ
ェックは192においてなされて、抽出サブサイクルが正
に開始されたことを確認し、この場合HIGHCOUNTERおよ
びLOWCOUNTERは194においてゼロに設定される。 ブロック196は現在の血液ポンプ速度を試験し、そし
てそれがEXTRATEのBOFFSET(たとえば、5ml/分)内にあ
るあどうかを確認する。すなわち、それがEXTRATEおよ
び(EXTRATE−5ml/分)間の目標流量範囲帯域183内にあ
るかどうかである。もし、EXTRATEにあれば、それはHIG
HCOUNTERを増分する。もし、EXTRATEを下回れば、それ
はHIGHCOUNTERを減分する。試験は、HIGHCOUNTERがHIGH
TIMEに到達したかどうかを確認するために行われ、そし
てもしそうなら、EXTRATEを5ml/分だけ増加させる。 同様なロジックはブロック198において遂行されて、
もし制御された血液ポンプが一貫して(EXTRATE−5)m
l/分を下回れば、EXTRATEを減少させる。 この方法において、EXTRATEを制御された血液ポンプ
速度に従わせ、その結果始動に応答して過渡的路が制御
されることになり、そして閉塞を回避する。 工程200はリミットテスティングを提供して、EXTRATE
が区域内に残留することを保証し、そして閉塞の間およ
び血液ポンプがゼロ流速を指令される場合の他の期間に
カウンターがゼロにリセットされることをもたらす。 第7図中に示されるように、アウトプット信号はスケ
ーラ138であって、組み合わされた信号を1/8に基づいて
比較するために作用するものに伝えられて他のシステム
パラメータとのスケール適合性を保証するものである。 FLで表される限定された流量指令は実際流量較正工程
144に加えられ、この間の流量常数が利用されて限定流
量指令FLを較正し、較正された流量指令信号FLCを生成
する。先に説明したように、引き続くサイクルの間に実
際データから決定された値と共に予め定めた値が第一の
抽出−再注輸サイクルに関して用いられる。非侵入性蠕
動ポンプであって、血漿除去操作システム100内の流路
を経由して液体を強制するために利用されるものは4個
の等しく離間したローラを含んで構成され、これらはロ
ーラおよび円形周縁壁間に形成される可撓性チュービン
グを圧搾するものである。ポンプヘッドのクォーター・
ターン(quarter turn)の間実際にポンプ送り出しされ
る液体の量は、周縁壁に対して回転する2本の隣接する
ローラ間の流路内にどの位の液体があるかにより左右さ
れる。この液体の量は順次、流路チュービングの精確な
内径に依存し、またそのチュービングは本来的に幾分可
撓性かつ弾性的でなければならないので、液体の圧力お
よびチュービングの精確な弾力性にも左右されるもので
ある。各血漿除去操作オペレーションについては異なっ
たセットの使い捨てチュービングが利用され、またシス
テム圧力は異なった血漿除去オペレーションに関しては
常に同一であるという訳ではないので、血液ポンプ26の
速度であって、適応流速制御システム130により感知さ
れるものと実際の液体流速との間の関係においては小さ
いが、可成りの変動が生ずるものである。 抽出の間に限定された流量指令FLを較正することによ
って、血漿セパレータ48によって被験者ドナーの血液か
ら除去される血漿の容量を最適化することが出来る。 較正されたFL信号は加速制限指令テーブル工程146に
適用される。加速制限指令テーブルは8ビット参照用テ
ーブルによる256語およびインデクシングまたはカウン
ティング・レジスタであって、参照用テーブルにアクセ
スするためのアドレスを記憶するものを含んでいる。 較正された流量指令信号FLCに応答する時点において
カウンターレジスタは1カウント増分または減分される
べく制御される。もし、FLCがカウンター値より大であ
れば、そのカウンターは1だけ増分される。もし、FLC
がカウンター値より小であれば、そのカウンターは1だ
け減分される。次いで、カウンター値は参照用テーブル
にアクセスするために使用されてテーブル値を生成す
る。次いで、テーブル値の信号FLCか、またはFLC自体の
何れかを用いて調節された流量制御信号、AFCが更新さ
れるが、どちらの場合でも先の更新サイクルから決定さ
れた現在の大きさから信号AFCの規模における最小の変
化をもたらす。 一層大きな流量値に関して、カウンター値における各
増分に関して数単位だけテーブル値を変化させることが
出来る。FLCまたはテーブル値によって生成された一層
小さな変化を用いることによって、信号AFCはテーブル
値の中間の値において定常状態条件下で安定化させて、
一層精確な速度制御を提供する。 加速制限指令テーブル146に関する値のテーブルはそ
の性質において指数関数的である。このテーブルはイン
プット0、1、2および3に関してそれぞれ値0、9、
10、11を生成する。ゼロは、ゼロインプットがゼロアウ
トプットを生成するのに対し、次の工程における9への
ジャンプが特定のD−A変換器においてオフセットを補
整することを保証する。テーブルにおける各ステップは
先の工程を超えて1.03だけ増分する。小さなインプット
アドレス値に関して、この工程は1に丸まる。より大き
な値約100に関して、その工程は従って3となる。 テーブル内に組み込まれた指数関数的関係はそれを使
用可能として3台のポンプ14、26、40の全てを制御し、
その結果メモリ要件を減少させる。そのテーブルが線形
であれば、ACポンプ14およびセルポンプ40は血液ポンプ
26より一層迅速に比例的に加速することになる。たとえ
ば、血液ポンプ26に関するフルスピードはFLC=90に相
当する可能性があり、そして血液ポンプ26に関しては90
回の更新サイクルを要してフルスピードに加速されるか
も知れない。一層遅いACポンプ14およびセルポンプ40は
FLC=30または40を必要とし、従って30乃至40回の更新
サイクルにおいてフルスピードに到達するかも知れな
い。次いで、これらのポンプは血液ポンプ26について必
要とされる残りの60乃至50カウントの間に比例的迅速に
運転されてフルスピードに加速されることになる。指数
関数的関係は3台のポンプ14、26および40の全てにおけ
る速度変化を、それらの全てに関する単一の参照用テー
ブルを使用しながら略調和した侭とすることが出来る。 減算工程148において、最新の50ミリ秒更新インター
バルに関して移転された流速カウントサイクルは、新規
に計算された調節流速指令信号から減算されて流速誤差
信号FREであって、調節流速指令信号および実際流速間
の差異に等しいものを生成する。流速誤差信号はディジ
タル・アナログ変換器106に対し提示される前に積分器
工程150において積分され、そしてスケーラー工程152に
おいて1/8を乗ずることによって比較される(第3図参
照)。ディジタル・アナログ変換器106は積分され、か
つ比較された流速誤差信号をアナログ流速誤差信号であ
って、PWMモータ制御回路160に適用されるものに変換す
る。PWMモータ制御回路160は慣用的な性質を有する広帯
域幅PWMモータ制御駆動回路を包含し、そして実際に、
より狭い帯域幅ディジタルサーボループ内の広帯域幅サ
ーボループを表している。 血液ポンプモータM2は、ホール効果センサアレンジメ
ントであって、モータM2の360゜毎の回転に関して12個
のアウトプットパルスを生成するものを取り付けてい
る。これらのパルスはパルスカウンター工程162におい
て切り離され、そしてカウントされる。パルスカウント
・アウトプットは減算器工程164に適用され、そして8
スケーラー工程166によって乗算されて、移転された流
速カウントであって、抽出および再注輸曲線134ならび
に減算器148に適用されるものを生成する。パルスカウ
ンター162はモータの回転位置を表すアウトプットを生
成する。減算器164は実際に微分器として作動して、現
在のカウントから先のカウントを減算して速度に対応す
るカウント差異を生成することによって位置信号を速度
信号に変換する。 このようにして、抽出または再注輸の間適応流速制御
システム130は50ミリ秒の反復的更新コンピュータサイ
クルに関し作動して、血液ポンプ26を駆動するモータM2
の速度を制御し、ドナー被験者の適応能力またはシステ
ムのデザインリミットである150ml/分を超えることのな
い、最大可能速度における被験者への、あるいは被験者
からのいずれかの体液流が生ずることを保証する。この
体液流速の最適化は装置の最適利用ならびに被験者に対
する最小の不便さおよび不快さを保証する一方、抽出の
間または再注輸の間の過剰圧力で針を閉塞させるかも知
れない静脈の潰れを排除するものである。 ポンプ14、26および40の正常な停止の間、第7図中に
示された通常の制御アルゴリズムは積分器およびリミッ
タ136のアウトプットをもって部分的にバイパスされ、
積分器150の出力および加速制限指令用のインデックス
カウンターならびにテーブル146は3台のポンプについ
て各制御アルゴリズムにおいて全て直接ゼロに設定され
る。緊急運転停止が実施されるとすれば、たとえば積分
器のアウトプットに関して負の値が20以上であり、かつ
リミッタ136は実際作動点が適切流速リミット曲線のか
外側にあることを示す場合、あるいはたとえば、微分器
137が閉塞の開始を検出した場合、更新サイクルが実質
的にゼロの移転された流速信号を生成するまで血液ポン
プモータは単に逆方向指令を受けるに過ぎない。これは
非常に低い、またはゼロ速度を示唆している。次に、通
常の停止手順が上記のように実行される。 抽出サイクルの間、積分器およびリミッタ136が20以
上の誤差値を出力したときは何時でも閉塞の発生が示唆
される。付加的な閉塞であって、システムがフルスピー
ドに復帰するや否や発生するものを減少させるために、
適応現在最大流速値(EXTRATE)が40ml/分だけ減少され
る。もしも被験者が最小閾値において血液を供給するこ
とが出来なければ、針12が適切に挿入されていないか、
あるいは被験者が利用に関し適切な候補者ではないとい
う他のことが推定される。 このようにして、適応流速制御システム130が作動し
て、被験者の適合能力または血漿除去操作システム100
のデザイン流速である150ml/分を超えることなく、体液
流速を可能な限り高く維持する。その結果、制御システ
ム130は装置の最大の利用ならびにドナー被験者に対す
る最小の不便さおよび不快さを保証する一方、過剰の静
脈内圧力による静脈の潰れまた組織の損傷の故で針12の
閉塞に抗して防護するものである。 当業者が本発明を実施し、かつ利用する目的に関し適
応流速制御システムであって、特に血漿除去操作システ
ムにおいて体液流速を制御するために有用であるものが
上に示され、かつ説明されたが、発明はそれに限定され
ないことが察知されるであろう。従って、添付された請
求の範囲内の如何なる変形、変更または均等なアレンジ
メントも本発明の範囲内にあるものと考えられるべきで
ある。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭58−121956(JP,A) 特開 昭57−109099(JP,A) 特開 昭60−41972(JP,A) 特表 昭61−502516(JP,A) 特表 昭62−500006(JP,A) 特表 昭62−500775(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) A61M 1/00 - 1/36

Claims (38)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】血管から血液の制御された取り出しを行う
    ための装置であって、前記装置は、 第一の液体流路によって前記血管に流動可能に連結され
    た液体貯蔵器(42、54)と、 前記第一液体流路を経由して前記血管から前記液体貯蔵
    器へ血液をポンプ送りするためのポンプ(26)と、 前記第一液体流路内の圧力を感知するための圧力センサ
    (24)と、 前記第一液体流路内の流速を感知するための流速センサ
    と、 前記圧力センサ、前記流速センサおよび前記ポンプに作
    動的に連結されて、前記圧力センサおよび流速センサか
    ら圧力および流速信号を受け、そして制御信号を前記ポ
    ンプに送る適応流速制御装置(130)とを含んで構成さ
    れ、 前記適応流速制御装置は、 (a)最大流速リミット(174)のセッティングを受け
    かつ記憶するため、 (b)前記血管および前記第一流路を経由する血液の流
    速/圧力関係を定義する標準流速/圧力曲線(74)を確
    立しかつ記憶するため、 (c)前記標準流速/圧力曲線に関連し、かつそれを下
    回る最小の許容可能な流速/圧力関係を示す制御曲線
    (78a)を確立するため、 (d)前記最大流速リミット(174)を上回らない当初
    適応流速リミット(182)を設定するため、 (e)最初のポンプ送り出し期間の間に前記当初適応流
    速に略等しい速度において血液をポンプ送り出しさせる
    目的で前記ポンプに信号を送るため、にプログラムさ
    れ、更に、 (f)前の回のポンプ送り出し期間を通じて第一流路内
    の圧力が制御曲線(78a)を上回った侭であるかどうか
    を感知し、もしそうであれば、所定の増分量だけ適応流
    速リミットを増加させ、そしてその後次回のポンプ送り
    出し期間の間に第一流路内の流体圧力を減少させるため
    にその増加させた適応流速リミットにおいて血液をポン
    プ送り出しさせる目的でポンプに信号を送るため、 (g)第一流路内の圧力が制御曲線を下回ったかどうか
    を感知し、そしてもしそうであれば、ポンプに信号を送
    ってその流速を安定化期間の間前記制御曲線上の流速/
    圧力点(171)の安定状態圧力に確立される速度に減少
    させるためにプログラムされていることを特徴とする装
    置。
  2. 【請求項2】制御装置が更に、 (h)安定化期間が完了した後、安定状態流量の地点
    (171)が前記適応流速リミットを下回る所定の量を超
    えているかどうかを決定し、そしてもしそうであれば、 (i)その適応速度リミット(182)を所定の減分量だ
    け減少させ、そしてその後引き続く回のポンプ送り出し
    期間の間に減少させた適応流速リミットにおいてポンプ
    送り出しさせる目的でポンプ(26)に信号を送るために
    プログラムされる請求項1の装置。
  3. 【請求項3】前記適応流速リミットを下回る所定量が2
    乃至20ml/分である請求項2の装置。
  4. 【請求項4】前記適応流速リミットを下回る所定量が4
    乃至6ml/分である請求項3の装置。
  5. 【請求項5】前記増分量が2乃至20ml/分である請求項
    1乃至4のいずれかの装置。
  6. 【請求項6】前記増分量が5ml/分である請求項5の装
    置。
  7. 【請求項7】前記減分量が2乃至20ml/分である請求項
    2、3又は4の装置。
  8. 【請求項8】前記減分量が5ml/分である請求項7の装
    置。
  9. 【請求項9】前記減分量が10ml/分である請求項7の装
    置。
  10. 【請求項10】各回のポンプ送り出し期間が長さにおい
    て10乃至60秒である請求項1乃至9のいずれかの装置。
  11. 【請求項11】各回のポンプ送り出し期間が長さにおい
    て15秒である請求項10の装置。
  12. 【請求項12】当初の最大流速リミット(174)が150ml
    /分である請求項1乃至11のいずれかの装置。
  13. 【請求項13】前記当初の適応流速リミット(182)が1
    20ml/分である請求項1乃至12のいずれかの装置。
  14. 【請求項14】更に、 少なくとも1基の数学的信号調節器(102)であって、
    前記圧力センサ(24)に連結されて前記圧力信号を調節
    し、血管閉塞についてのインジケータとしての前記圧力
    信号の使用性を最適とするものを含んで構成される請求
    項1乃至13のいずれかの装置。
  15. 【請求項15】前記数学的信号調節器(102)が複数個
    の相関フィルター又は整合フィルターを含んで構成され
    る請求項14の装置。
  16. 【請求項16】前記整合フィルターが典型的な圧力信号
    と整合し、そして典型的なノイズとは不整合である請求
    項15の装置。
  17. 【請求項17】前記数学的信号調節器(102)は、重畳
    整合フィルター関数によって前記圧力信号を分析するた
    めの手段を含んで構成される請求項15の装置。
  18. 【請求項18】前記制御装置は、 時間に対する圧力の変化速度を計算し、かつモニターす
    るため、 時間に対する圧力の変化速度が、いつ前記流路の閉塞の
    進行を示すかを決定するため、およびそれに応答して、 前記ポンプ(26)に信号を送って、前記流路の完全な閉
    塞を回避するように、前記第一流路を経由する流速を矯
    正的に減少させるために更にプログラムされている請求
    項1乃至17のいずれかの装置。
  19. 【請求項19】少なくとも1個の圧力についての導関数
    を計算することによって、前記制御装置が時間に対する
    圧力の変化速度を計算し、かつモニターするためにプロ
    グラムされる請求項18の装置。
  20. 【請求項20】制御装置が、圧力の第一導関数dp/dtを
    計算し、かつモニターするためにプログラムされる請求
    項19の装置。
  21. 【請求項21】制御装置が、圧力、および第一導関数dp
    /dtならびに圧力の第二導関数dp2/dt2を計算し、かつモ
    ニターするためにプログラムされる請求項19の装置。
  22. 【請求項22】圧力信号をモニターするため、また圧力
    についての少なくとも1個の導関数の少なくとも一つの
    信号を生成させるため、そして少なくとも2種類の前記
    信号を組み合わせて複合信号を生成させて、これから前
    記液体流路閉塞の表示を明瞭に認識し得るために、前記
    制御装置がプログラムされる請求項21の装置。
  23. 【請求項23】前記安定化期間が長さにおいて約10−60
    秒である請求項1乃至22のいずれかの装置。
  24. 【請求項24】前記安定化期間が長さにおいて約18秒で
    ある請求項23の装置。
  25. 【請求項25】前記血管内への液体の制御された注輸の
    ための装置を更に含んで成り、この場合前記装置が、 標準曲線(74)に直接対応する基本曲線(92)を確立す
    るように、前記標準曲線(74)の符号を変更し、 予め定めた圧力調節因子によって前記基本曲線(92)を
    上昇させ、そして 得られた曲線の勾配を予め定めた勾配調節因子によって
    変えて注輸制御曲線(94)を生成する、ために更にプロ
    グラムされている請求項1乃至24のいずれかの装置。
  26. 【請求項26】第一流路を介して受けた血液の血液処理
    装置(48)と、前記血液の少なくとも一部を血管内へ注
    輸するための第二流路と、前記第二流路に設けられた注
    輸ポンプ(64)と、前記第二流路に関連して設けられた
    第二圧力センサ(44)と第二流速センサと、前記第二圧
    力センサと前記第二流速センサそして前記注輸ポンプに
    作動的に連結された流速制御装置(130)と、最大注輸
    流速リミットを受けかつ記憶するための手段(102)と
    を含む請求項25の装置。
  27. 【請求項27】前記第一流路は前記第一針によっての第
    一血管と流通可能に接続可能であり、前記第二流路は前
    記第二針によっての第二血管と流通可能に接続可能であ
    る請求項26の装置。
  28. 【請求項28】前記制御装置が、48mmHgの予め定めた圧
    力調節因子を適用するためにプログラムされる請求項2
    1、26又は27の装置。
  29. 【請求項29】前記制御装置が、−2.0の勾配調節因子
    を適用するためにプログラムされる請求項21、26,27又
    は28の装置。
  30. 【請求項30】前記血液処理装置(48)がアフェレシス
    装置である請求項26乃至29のいずれかの装置。
  31. 【請求項31】前記アフェレシス装置が取り出し血液か
    ら血漿の一部を分離し、かつ除去するための血漿除去操
    作装置を含んで構成される請求項30の装置。
  32. 【請求項32】前記血液処理装置は治療目的の血漿交換
    を行うための装置を含んで構成され、ここにおいて自己
    血漿の或る量を前記血液から分離し、かつ除去し、その
    後希釈液体の或る量を血漿喪失血液に添加し、そしてそ
    の後前記血漿喪失血液と前記希釈液体との混合物を前記
    第二流路を介して再注輸する請求項26乃至29のいずれか
    の装置。
  33. 【請求項33】前記流速制御装置が、 (h)前記最大注輸流速リミットを上回らない当初適応
    注輸流速リミットを設定するための手段と、 (i)前記注輸ポンプに信号を送って、最初のポンプ送
    り出し期間の間当初適応注輸流速に略等しい速度におい
    て血液を注輸するための手段と、 (j)直前回のポンプ送り出し期間を通じて前記第二流
    路内の圧力が注輸制御曲線を上回った侭であるかどうか
    を感知するための、そしてもしそうであれば、予め定め
    た増分量だけ適応注輸流速リミットを増加させるため
    の、そしてその後次回ポンプ送り出し期間の間のポンプ
    に信号を送って、増加させた適応注輸流速リミットにお
    いて血液をポンプ送りするための手段と、 (k)第二流路内の圧力が制御曲線を下回った侭である
    かどうかを感知するための、そしてもしそうであれば、
    或る回の安定化期間の間にポンプに信号を送って注輸流
    速を、前記注輸制御曲線に対し安定状態圧力が確立され
    る、その速度に減少させるための手段とを更に含んで構
    成される請求項26乃至32のいずれかの装置。
  34. 【請求項34】流速制御装置が、 (l)その回の安定化期間の完了後、前記注輸制御曲線
    (94)上の点(96a)であって、その点において前記安
    定化期間の間に安定状態圧力が確立されているものが、
    前記適応流速リミットを下回る予め定めた量を上回って
    いるかどうかを決定するための、そしてもし、そうなら
    ば、 予め定めた減分量だけ適応注輸流速リミットを減少させ
    て、減少させた適応注輸流速リミットを確立させるため
    の、そしてその後 引き続く回のポンプ送り出し期間の間にポンプに信号を
    送って、前記減少させた適応注輸流速リミットにおいて
    血液を注輸するための手段を更に含んで構成される請求
    項33の装置。
  35. 【請求項35】少なくとも一つの整合フィルターの出力
    を計算しそしてモニターする請求項15乃至34のいずれか
    の装置。
  36. 【請求項36】少なくとも一つの圧力信号を整合フィル
    ターに対して提供し、そして整合フィルターのアウトプ
    ットをモニターして前閉塞圧力降下の発生を決定するこ
    とを更に含んで構成される請求項18乃至34のいずれかの
    装置。
  37. 【請求項37】更に、少なくとも1基の数学的信号調節
    器(102)であり、前記第二圧力センサに連結されて、
    前記第二圧力センサから受けた圧力信号を調節し、注輸
    の間の過剰加圧についてのインジケータとして前記第二
    圧力センサから受けた前記圧力信号の使用性を最適とす
    るものを含んで構成される請求項18乃至36のいずれかの
    装置。
  38. 【請求項38】前記数学的信号調節器は、請求項15、16
    又は17に記載された数学的信号調節器である請求項37の
    装置。
JP51445791A 1990-07-24 1991-07-22 血液抽出および再注輸流量制御システムならびに方法 Expired - Fee Related JP3243641B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/556,778 US5178603A (en) 1990-07-24 1990-07-24 Blood extraction and reinfusion flow control system and method
US556,778 1990-07-24

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH05509022A JPH05509022A (ja) 1993-12-16
JP3243641B2 true JP3243641B2 (ja) 2002-01-07

Family

ID=24222831

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP51445791A Expired - Fee Related JP3243641B2 (ja) 1990-07-24 1991-07-22 血液抽出および再注輸流量制御システムならびに方法

Country Status (6)

Country Link
US (1) US5178603A (ja)
EP (2) EP0540679B1 (ja)
JP (1) JP3243641B2 (ja)
CA (1) CA2087027C (ja)
DE (1) DE69124515T2 (ja)
WO (1) WO1992002264A1 (ja)

Families Citing this family (128)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5833866A (en) * 1991-12-23 1998-11-10 Baxter International Inc. Blood collection systems and methods which derive instantaneous blood component yield information during blood processing
US5496265A (en) * 1992-03-04 1996-03-05 Cobe Laboratories, Inc. Blood component collection system with optimizer
US6319471B1 (en) 1992-07-10 2001-11-20 Gambro, Inc. Apparatus for producing blood component products
US5658240A (en) * 1992-03-04 1997-08-19 Cobe Laboratories, Inc. Blood component collection system with optimizer
US5437624A (en) * 1993-08-23 1995-08-01 Cobe Laboratories, Inc. Single needle recirculation system for harvesting blood components
US5385539A (en) * 1992-06-30 1995-01-31 Advanced Haemotechnologies Apparatus for monitoring hematocrit levels of blood
GB2284909B (en) * 1992-07-13 1996-11-13 Pall Corp Automated system and method for processing biological fluid
JPH08506977A (ja) * 1993-02-18 1996-07-30 バクスター インターナショナル インコーポレーテッド 抗凝固剤注入用の別の位置を含むアフェレーシスシステム
US5645531A (en) * 1993-05-26 1997-07-08 Quest Medical, Inc. Constant pressure blood mixture delivery system and method
US5653887A (en) * 1995-06-07 1997-08-05 Cobe Laboratories, Inc. Apheresis blood processing method using pictorial displays
US6790195B2 (en) * 1995-06-07 2004-09-14 Gambro Inc Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US5676644A (en) * 1995-06-07 1997-10-14 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US5702357A (en) 1995-06-07 1997-12-30 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US5750025A (en) * 1995-06-07 1998-05-12 Cobe Laboratories, Inc. Disposable for an apheresis system with a contoured support
JP4182162B2 (ja) * 1995-06-07 2008-11-19 フェンウォール、インコーポレイテッド 瞬間の成分収穫を求める血液収集システム
US5738644A (en) 1995-06-07 1998-04-14 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US5722946A (en) * 1995-06-07 1998-03-03 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US5837150A (en) * 1995-06-07 1998-11-17 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood processing methods
US5720716A (en) * 1995-06-07 1998-02-24 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US5795317A (en) 1995-06-07 1998-08-18 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
JPH11504836A (ja) * 1995-06-07 1999-05-11 コウブ ラボラトリーズ,インコーポレイテッド 体外血液処理方法及び装置
US6251284B1 (en) 1995-08-09 2001-06-26 Baxter International Inc. Systems and methods which obtain a uniform targeted volume of concentrated red blood cells in diverse donor populations
US6527957B1 (en) 1995-08-09 2003-03-04 Baxter International Inc. Methods for separating, collecting and storing red blood cells
US5762791A (en) * 1995-08-09 1998-06-09 Baxter International Inc. Systems for separating high hematocrit red blood cell concentrations
US5772634A (en) * 1995-10-06 1998-06-30 Zimmer, Inc. Device for limiting distention fluid pressure during hysteroscopy
US5964724A (en) * 1996-01-31 1999-10-12 Medtronic Electromedics, Inc. Apparatus and method for blood separation
JP3526690B2 (ja) * 1996-04-26 2004-05-17 富雄 太田 分離冷却法のための体外循環装置
US5758643A (en) * 1996-07-29 1998-06-02 Via Medical Corporation Method and apparatus for monitoring blood chemistry
EP0834329A1 (en) * 1996-09-09 1998-04-08 Kaneka Corporation Method and apparatus for treating blood
WO1998014225A2 (en) * 1996-10-04 1998-04-09 United States Surgical Corporation Circulatory support system
US5906589A (en) * 1996-11-13 1999-05-25 Cobe Laboratories, Inc. Method and apparatus for occlusion monitoring using pressure waveform analysis
US6200287B1 (en) 1997-09-05 2001-03-13 Gambro, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US6626857B1 (en) 1998-11-19 2003-09-30 Tomio Ohta Extracorporeal circulation device and method for isolation temperature control method
EP1157709B1 (en) 1999-02-10 2012-05-30 Tomio Ohta Bloodless treating device
US6875191B2 (en) 1999-09-03 2005-04-05 Baxter International Inc. Blood processing systems and methods that alternate flow of blood component and additive solution through an in-line leukofilter
US6709412B2 (en) 1999-09-03 2004-03-23 Baxter International Inc. Blood processing systems and methods that employ an in-line leukofilter mounted in a restraining fixture
US6759007B1 (en) 1999-09-03 2004-07-06 Baxter International Inc. Blood processing systems and methods employing fluid pressure actuated pumps and valves
US7041076B1 (en) * 1999-09-03 2006-05-09 Baxter International Inc. Blood separation systems and methods using a multiple function pump station to perform different on-line processing tasks
US7006896B1 (en) * 1999-10-13 2006-02-28 Graco Minnesota Inc. Sealant dispensing correction method
US6730054B2 (en) * 1999-10-16 2004-05-04 Baxter International Inc. Blood collection systems and methods that derive estimated effects upon the donor's blood volume and hematocrit
EP1110566B1 (en) * 1999-12-22 2007-07-11 Gambro, Inc. Extracorporeal blood processing apparatus
US7169352B1 (en) * 1999-12-22 2007-01-30 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
US7430478B2 (en) 2000-03-01 2008-09-30 Caridian Bct, Inc. Blood processing information system with blood loss equivalency tracking
US7072769B2 (en) * 2000-03-01 2006-07-04 Gambro, Inc. Extracorporeal blood processing information management system
ATE523217T1 (de) * 2000-03-09 2011-09-15 Caridianbct Inc Extrakorporale vorrichtung zur blutverarbeitung
CA2382371C (en) * 2000-07-07 2011-09-20 Baxter International Inc. Medical system, method and apparatus employing mems
US7008535B1 (en) * 2000-08-04 2006-03-07 Wayne State University Apparatus for oxygenating wastewater
US6585675B1 (en) * 2000-11-02 2003-07-01 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for blood withdrawal and infusion using a pressure controller
DE10103048A1 (de) * 2001-01-24 2002-07-25 Braun Melsungen Ag Therapieeinrichtung
US20030069480A1 (en) * 2001-04-28 2003-04-10 Baxter International Inc. A system and method for networking blood collection instruments within a blood collection facility
CA2488957C (en) * 2001-07-30 2011-09-20 Henry Ford Health System Access pressure ratio device and testing method
US20030204419A1 (en) * 2002-04-30 2003-10-30 Wilkes Gordon J. Automated messaging center system and method for use with a healthcare system
US6796955B2 (en) * 2002-02-14 2004-09-28 Chf Solutions, Inc. Method to control blood and filtrate flowing through an extracorporeal device
US20030201697A1 (en) * 2002-04-30 2003-10-30 Richardson William R. Storage device for health care facility
US20030225596A1 (en) * 2002-05-31 2003-12-04 Richardson Bill R. Biometric security for access to a storage device for a healthcare facility
DE20307256U1 (de) * 2003-05-09 2003-10-02 Lifebridge Medizintechnik Gmbh Tragbare Herzlungenmaschine
US7704454B1 (en) 2003-10-08 2010-04-27 Caridianbct, Inc. Methods and devices for processing blood
US8182461B2 (en) 2003-11-04 2012-05-22 Smiths Medical Asd, Inc. Syringe pump rapid occlusion detection system
US7087177B2 (en) * 2004-04-16 2006-08-08 Baxter International Inc. Methods for determining flow rates of biological fluids
US20060047270A1 (en) * 2004-08-27 2006-03-02 Shelton Brian M Drug delivery apparatus and method for automatically reducing drug dosage
US7608042B2 (en) * 2004-09-29 2009-10-27 Intellidx, Inc. Blood monitoring system
US8936755B2 (en) 2005-03-02 2015-01-20 Optiscan Biomedical Corporation Bodily fluid composition analyzer with disposable cassette
US20070081626A1 (en) * 2005-02-14 2007-04-12 Peter Rule Method and apparatus for enhancing accuracy of an analyte detection system
US20060235348A1 (en) * 2005-02-14 2006-10-19 Callicoat David N Method of extracting and analyzing the composition of bodily fluids
US7722537B2 (en) * 2005-02-14 2010-05-25 Optiscan Biomedical Corp. Method and apparatus for detection of multiple analytes
US7364562B2 (en) * 2005-10-06 2008-04-29 Optiscan Biomedical Corp. Anti-clotting apparatus and methods for fluid handling system
US9561001B2 (en) 2005-10-06 2017-02-07 Optiscan Biomedical Corporation Fluid handling cassette system for body fluid analyzer
US20070179436A1 (en) * 2005-12-21 2007-08-02 Braig James R Analyte detection system with periodic sample draw and laboratory-grade analyzer
US20070264130A1 (en) * 2006-01-27 2007-11-15 Phluid, Inc. Infusion Pumps and Methods for Use
US7367942B2 (en) * 2006-02-02 2008-05-06 Palco Labs, Inc. Method and apparatus for testing blood glucose in a reversible infusion line
US8092385B2 (en) 2006-05-23 2012-01-10 Intellidx, Inc. Fluid access interface
WO2008030927A2 (en) * 2006-09-06 2008-03-13 Optiscan Biomedical Corporation Infusion flow interruption method and apparatus
DE102007026010B4 (de) 2007-06-04 2010-11-25 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Vorrichtung zur Steuerung einer Einrichtung zum Fördern von Blut und Verfahren zum Fördern von Blut in einer Blutleitung eines extrakorporalen Blutkreislaufs einer extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung
ES2332846B1 (es) * 2007-10-26 2010-07-08 Grifols, S.A. Utilizacion de albumina humana terapeutica para la preparacion de un medicamento para el tratamiento de pacientes afectados por desordenes cognitivos.
US8986253B2 (en) * 2008-01-25 2015-03-24 Tandem Diabetes Care, Inc. Two chamber pumps and related methods
US8961448B2 (en) * 2008-01-28 2015-02-24 Peter Forsell Implantable drainage device
US8545426B2 (en) * 2008-02-27 2013-10-01 Fenwal, Inc. System and method for controlling patient fluid balance and/or flow rate for a therapeutic plasma exchange procedure
WO2009143188A2 (en) * 2008-05-19 2009-11-26 Diperna Paul M Disposable pump reservoir and related methods
US8408421B2 (en) 2008-09-16 2013-04-02 Tandem Diabetes Care, Inc. Flow regulating stopcocks and related methods
US8650937B2 (en) * 2008-09-19 2014-02-18 Tandem Diabetes Care, Inc. Solute concentration measurement device and related methods
US9284523B2 (en) 2008-10-27 2016-03-15 Terumo Bct, Inc. Premounted fluid conveyance assembly for cell expansion system and method of use associated therewith
US20100160854A1 (en) * 2008-12-22 2010-06-24 Gauthier Robert T Integrated patient management and control system for medication delivery
CA2744224C (en) 2008-12-29 2016-12-13 Ams Research Corporation Method and apparatus for compensating for injection media viscosity in a pressurized drug injection system
US8753290B2 (en) * 2009-03-27 2014-06-17 Intellectual Inspiration, Llc Fluid transfer system and method
DE102009026592B4 (de) 2009-05-29 2014-08-28 Sorin Group Deutschland Gmbh Vorrichtung zur Festlegung des venösen Zuflusses zu einem Blutreservoir eines extrakorporalen Blutkreislaufs
DE102009027195A1 (de) 2009-06-25 2010-12-30 Sorin Group Deutschland Gmbh Vorrichtung zur Förderung von Blut in einem extrakorporalen Kreislauf
CN102573618B (zh) 2009-06-26 2015-03-11 甘布罗伦迪亚股份公司 用于数据提取的装置及方法
EP3284494A1 (en) 2009-07-30 2018-02-21 Tandem Diabetes Care, Inc. Portable infusion pump system
WO2011080194A1 (en) * 2009-12-28 2011-07-07 Gambro Lundia Ab Device and method for monitoring a fluid flow rate in a cardiovascular system
US9662431B2 (en) 2010-02-17 2017-05-30 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
KR101963799B1 (ko) 2010-02-17 2019-03-29 플로우 포워드 메디컬, 인크. 정맥의 전체 직경을 증가시키는 방법 및 시스템
US9555174B2 (en) 2010-02-17 2017-01-31 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
WO2011126650A1 (en) * 2010-04-09 2011-10-13 Caridianbct, Inc. Air removal chamber for a cell expansion system and method of use associated therewith
US9725689B2 (en) 2010-10-08 2017-08-08 Terumo Bct, Inc. Configurable methods and systems of growing and harvesting cells in a hollow fiber bioreactor system
EP2683457B1 (en) * 2011-03-11 2018-06-20 Fenwal, Inc. Membrane separation devices, systems and methods employing same, and data management systems and methods
US11386993B2 (en) 2011-05-18 2022-07-12 Fenwal, Inc. Plasma collection with remote programming
WO2019226654A1 (en) 2018-05-21 2019-11-28 Fenwal, Inc. Systems and methods for optimization of plasma collection volumes
EP2545948B1 (en) 2011-07-12 2014-04-16 Sorin Group Italia S.r.l. Dual chamber blood reservoir
BR112014003425B1 (pt) 2011-08-17 2020-12-15 Flow Forward Medical, Inc Sistema de bomba centrífuga de sangue
RU2664156C2 (ru) * 2011-08-17 2018-08-15 Флоу Форвард Медикал, Инк., Сша Система и способ повышения наружного диаметра вен и артерий
ES2534477T5 (es) 2012-05-09 2018-07-20 D_Med Consulting Ag Procedimiento para la cebadura de un dispositivo de hemodiálisis
US9180242B2 (en) 2012-05-17 2015-11-10 Tandem Diabetes Care, Inc. Methods and devices for multiple fluid transfer
US9555186B2 (en) 2012-06-05 2017-01-31 Tandem Diabetes Care, Inc. Infusion pump system with disposable cartridge having pressure venting and pressure feedback
US9733805B2 (en) 2012-06-26 2017-08-15 Terumo Bct, Inc. Generating procedures for entering data prior to separating a liquid into components
US9956341B2 (en) 2012-07-03 2018-05-01 Milestone Scientific, Inc. Drug infusion with pressure sensing and non-continuous flow for identification of and injection into fluid-filled anatomic spaces
US10258730B2 (en) 2012-08-17 2019-04-16 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
EP2956187B1 (en) 2013-02-18 2017-11-01 Terumo BCT, Inc. System for blood separation with a separation chamber having an internal gravity valve
US9173998B2 (en) 2013-03-14 2015-11-03 Tandem Diabetes Care, Inc. System and method for detecting occlusions in an infusion pump
US9421329B2 (en) 2013-03-15 2016-08-23 Tandem Diabetes Care, Inc. Infusion device occlusion detection system
US9180243B2 (en) 2013-03-15 2015-11-10 Tandem Diabetes Care, Inc. Detection of infusion pump conditions
US9402949B2 (en) * 2013-08-13 2016-08-02 Medtronic Minimed, Inc. Detecting conditions associated with medical device operations using matched filters
WO2015095239A1 (en) 2013-12-18 2015-06-25 Optiscan Biomedical Corporation Systems and methods for detecting leaks
WO2015173611A1 (en) 2014-05-16 2015-11-19 Sorin Group Italia S.R.L. Blood reservoir with fluid volume measurement based on pressure sensor
JP5839212B1 (ja) 2014-08-20 2016-01-06 泉工医科工業株式会社 血液循環システム
US9987411B2 (en) * 2014-12-19 2018-06-05 Fenwal, Inc. Methods and systems for priming a biological fluid processing circuit
US10220132B2 (en) * 2014-12-19 2019-03-05 Fenwal, Inc. Biological fluid flow control apparatus and method
US10220180B2 (en) 2015-10-16 2019-03-05 Milestone Scientific, Inc. Method and apparatus for performing a peripheral nerve block
EP3238764B1 (en) * 2016-04-28 2021-11-10 Kiluk, Sebastian A method of detecting incipient blood vessel collapse and a device configured to carry out the method
CA3021657A1 (en) 2016-04-29 2017-11-02 Flow Forward Medical, Inc. Conduit tips and systems and methods for use
US11471595B2 (en) 2017-05-04 2022-10-18 Milestone Scientific, Inc. Method and apparatus for performing a peripheral nerve block
EP3446727B1 (en) 2017-08-22 2023-03-01 Fenwal, Inc. System and method of controlling membrane fluid flow using fluid output
WO2019065812A1 (en) 2017-09-28 2019-04-04 Terumo Kabushiki Kaisha SYSTEM FOR COLLECTING BIOLOGICAL CONSTITUENTS AND METHOD FOR ACQUIRING INTERNAL PRESSURE OF CIRCUIT
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
JP7303209B2 (ja) * 2018-03-26 2023-07-04 テルモ株式会社 生体成分採取システム及び生体成分採取システムの作動方法
US11412967B2 (en) 2018-05-21 2022-08-16 Fenwal, Inc. Systems and methods for plasma collection
US11819805B2 (en) 2018-07-13 2023-11-21 Fenwal, Inc. System and method of dynamically adjusting fluid flow rate in response to pressure
US10646660B1 (en) 2019-05-16 2020-05-12 Milestone Scientific, Inc. Device and method for identification of a target region

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4086924A (en) * 1976-10-06 1978-05-02 Haemonetics Corporation Plasmapheresis apparatus
US4191182A (en) * 1977-09-23 1980-03-04 Hemotherapy Inc. Method and apparatus for continuous plasmaphersis
US4285464A (en) * 1979-01-22 1981-08-25 Haemonetics Corporation Apparatus for separation of blood into components thereof
SE423318B (sv) * 1980-06-27 1982-05-03 Gambro Ab Memofiltrationssystem
CA1188998A (en) * 1980-11-12 1985-06-18 Stephen R. Ash System and method for controlling and monitoring blood or biologic fluid flow
BR8208017A (pt) * 1981-12-15 1983-11-08 Baxter Travenol Lab Aparelhos de coleta e de processamento de fluido e de fracionamento de sangue, e sistema de fracionamento de fluido
FR2519555A1 (fr) * 1982-01-11 1983-07-18 Rhone Poulenc Sa Appareillage et procede de plasmapherese alternative avec appareil a membrane
EP0303765B1 (en) * 1982-12-13 1993-05-12 McLaughlin, William Francis Blood fractionation system
JPS60500159A (ja) * 1982-12-28 1985-02-07 バクスタ−、トラベノ−ル、ラボラトリ−ズ インコ−ポレイテッド 加えた圧力に応答して作動し得るポンプおよびバルブエレメントを有するあらかじめ実装された流体処理モジュ−ル
ATE22013T1 (de) * 1983-03-01 1986-09-15 Sartorius Gmbh Geraet zur aufbereitung medizinischer infusionsloesungen.
DE3313421C2 (de) * 1983-04-13 1985-08-08 Fresenius AG, 6380 Bad Homburg Einrichtung zum Regeln der Ultrafiltrationsrate bei Vorrichtungen zum extrakorporalen Reinigen von Blut
US4605503A (en) * 1983-05-26 1986-08-12 Baxter Travenol Laboratories, Inc. Single needle blood fractionation system having adjustable recirculation through filter
FR2548541B1 (fr) * 1983-07-07 1986-09-12 Rhone Poulenc Sa Procede de plasmapherese et appareillage utilisable notamment pour ce procede
FR2548907B1 (fr) * 1983-07-13 1985-11-08 Rhone Poulenc Sa Procede de plasmapherese et appareillage utilisable notamment pour ce procede
US4468219A (en) * 1983-12-20 1984-08-28 International Business Machines Corporation Pump flow rate compensation system
DE3584880D1 (de) * 1984-06-29 1992-01-23 Baxter Int Verfahren und vorrichtung zum steuern der entnahme und anschliessenden infusion von blut.
US4610656A (en) * 1984-08-21 1986-09-09 Mehealus Partnership Fully portable semi-automatic mechanical heart-lung substitution system and method
AU571755B2 (en) * 1984-11-15 1988-04-21 Baxter International Inc. Adaptive filter concentrate flow control system
US4904234A (en) * 1987-06-29 1990-02-27 Ube Industries Apparatus for collecting plasma
NL8801400A (nl) * 1988-06-01 1990-01-02 Akzo Nv Inrichting voor het onttrekken van een optimale hoeveelheid bloed per tijdseenheid aan een donor.
US4954128A (en) * 1988-08-23 1990-09-04 Baxter International Inc. Therapeutics plasma exchange system

Also Published As

Publication number Publication date
EP0540679B1 (en) 1997-01-29
WO1992002264A1 (en) 1992-02-20
CA2087027A1 (en) 1992-01-25
CA2087027C (en) 2002-09-24
US5178603A (en) 1993-01-12
DE69124515D1 (de) 1997-03-13
DE69124515T2 (de) 1997-09-18
JPH05509022A (ja) 1993-12-16
EP0540679A1 (en) 1993-05-12
EP0742024A3 (ja) 1996-11-27
EP0742024A2 (en) 1996-11-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
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
EP0643594B1 (en) Blood extraction flow control calibration system and method
EP0188451B1 (en) Blood extraction and reinfusion flow control system and method
EP2192937B1 (en) An infusion apparatus
US7004924B1 (en) Methods, systems, and kits for the extracorporeal processing of blood
US6899691B2 (en) Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US5200090A (en) Multiple fluid source isolation, metering and alarm system and method
US7780618B2 (en) Extracorporeal blood processing apparatus and methods with pressure sensing
US20090043240A1 (en) Method and apparatus for blood transport using a pressure controller in measurement of blood characteristics
EP2291207A1 (en) A medical fluid circuit comprising a low level detector 1
JPH11104233A (ja) 透析治療中血管の出入り口を監視する方法並びに血管の出入り口を監視する設備を備えた透析治療用装置
EP0704224A2 (en) Method of monitoring fluid flow
EP3818999A1 (en) Therapeutic plasma exchange systems and methods
EP3593830B1 (en) System and method of dynamically adjusting fluid flow rate in response to pressure

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees