JPH0396816A - 流速測定装置とその方法 - Google Patents
流速測定装置とその方法Info
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- JPH0396816A JPH0396816A JP2228477A JP22847790A JPH0396816A JP H0396816 A JPH0396816 A JP H0396816A JP 2228477 A JP2228477 A JP 2228477A JP 22847790 A JP22847790 A JP 22847790A JP H0396816 A JPH0396816 A JP H0396816A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、菅の中の流体の速度を測る装置に関する。
（従来技術）
患者から血液を取り去り、体外血液診療（ＥＢＴ）装置
（例：腎臓透析装置、心肺装置等）にそれを流す必要が
時々ある。そのような装置に十分に血戚を流すことは、
幾つかの理由（例：血液流の速度がカニョール状ベッセ
ル内の血岐流に依存５ して変化するなどの理由）から複雑である。
（例：腎臓透析装置、心肺装置等）にそれを流す必要が
時々ある。そのような装置に十分に血戚を流すことは、
幾つかの理由（例：血液流の速度がカニョール状ベッセ
ル内の血岐流に依存５ して変化するなどの理由）から複雑である。
患者の血圧が低下したり、患者にそれが必要なときは、
塩分含有溶液またはコロイド溶液のような別の流体を患
者に注入管理しなければならない。
塩分含有溶液またはコロイド溶液のような別の流体を患
者に注入管理しなければならない。
（発明の概要）
本発明の装置によれば、患者に帰還する血液が安全で、
血波流が十分となる。また、２つの流体（例・血液、塩
分含有溶液）間の推移または、インターフェースを指示
する出力を提供できる。これは、第２流体（例：塩分含
有溶液）または第２状態を指示する出力を提供するだけ
ではない。
血波流が十分となる。また、２つの流体（例・血液、塩
分含有溶液）間の推移または、インターフェースを指示
する出力を提供できる。これは、第２流体（例：塩分含
有溶液）または第２状態を指示する出力を提供するだけ
ではない。
制御ユニットは、第２出力信号から第４出力信号に応答
する。これらの信号は、それそれ、パブル（泡）の量、
微粒子の量、脈動血液流を決定する。第３センサーは、
第１センサーと同様に、血波流を検知するために、静脈
に配置されるのがよい。このセンサーは、血液治療装置
に起因する問題を検知し、患者への危険な状態を避ける
ために、使用される。インターフェースの形成には、塩
分含有溶戚の塊流の血ｉ＆への注入管理が時に含まれ６ る。特に、このインターフェースの形成には、血液の第
１チューブへの輸送と、塩分含有溶液の第２チューブへ
の輸送が含まれる。また、この第１チューブと第２チュ
ーブとをチャネルで接続し、選択的に、血岐流と塩分含
有溶液を２本のチューブの中で閉塞することを含む。
する。これらの信号は、それそれ、パブル（泡）の量、
微粒子の量、脈動血液流を決定する。第３センサーは、
第１センサーと同様に、血波流を検知するために、静脈
に配置されるのがよい。このセンサーは、血液治療装置
に起因する問題を検知し、患者への危険な状態を避ける
ために、使用される。インターフェースの形成には、塩
分含有溶戚の塊流の血ｉ＆への注入管理が時に含まれ６ る。特に、このインターフェースの形成には、血液の第
１チューブへの輸送と、塩分含有溶液の第２チューブへ
の輸送が含まれる。また、この第１チューブと第２チュ
ーブとをチャネルで接続し、選択的に、血岐流と塩分含
有溶液を２本のチューブの中で閉塞することを含む。
（実施例の説明）
第１図において、光学散乱流量計装置１００がＥＢＴ装
置１０４に接続され、流量測定チャネル１０１を介した
血液流の速度を測定する。動脈ライン１０２は、患者の
動脈に接続されている。血液は、流量測定チャネル１０
１内を流れる。ＥＢＴ装置］０４への動脈入力ライン１
０３は、膜ユニットを有し、この膜ユニットは、人血液
から毒素を分析流体または固体吸着剤中に拡散または分
流させ、毒素を選択的に吸収する。このような装置は、
米国特許第４６６１２４６号明細書に記載されている。
置１０４に接続され、流量測定チャネル１０１を介した
血液流の速度を測定する。動脈ライン１０２は、患者の
動脈に接続されている。血液は、流量測定チャネル１０
１内を流れる。ＥＢＴ装置］０４への動脈入力ライン１
０３は、膜ユニットを有し、この膜ユニットは、人血液
から毒素を分析流体または固体吸着剤中に拡散または分
流させ、毒素を選択的に吸収する。このような装置は、
米国特許第４６６１２４６号明細書に記載されている。
処理済み血岐は、患者ライン１０５，１０６を介しでに
戻され、二重線センサーユニット１１０でモニターされ
る。流量計装置１００は、患者と血液診療装置との間の
血液の流れを監視し、帰還血７夜が安全であるか、その
間の血岐流が十分かどうかが決定される。この流量計は
、効果的に、幾つかのパラメータ（例：血液流の平均分
速度、血液流の秒速度変化一これは、出力二一ドルまた
はカニューラの周囲の患者の動脈の衰弱を指示する）を
３１１１定する。この流量計は、血液の反射率と流動性
の変化と、治療装置の膜ユニットを通過する血小板／フ
ァイブリン（これは、血液治療装置か凝固する早期の指
示因子である）を測定する。さらに、この流量計は、血
液治療装置に入るかまたは出てくる気泡も測定する。こ
の気泡は、患者に対する重大な危険因子を現す。また、
この流量計は、流量計に付属の流体バッグからの流体ラ
イン１０７を介しての塩分含有溶液のような流体の体積
を７Ｉｌｌ＋定管理する。この流量計装置は、また、流
体注入物（これは、種々の測定パラメータの値を現す）
の体積も制御し、血液流の状態が危険になったとき、ア
ラームを発生する。
戻され、二重線センサーユニット１１０でモニターされ
る。流量計装置１００は、患者と血液診療装置との間の
血液の流れを監視し、帰還血７夜が安全であるか、その
間の血岐流が十分かどうかが決定される。この流量計は
、効果的に、幾つかのパラメータ（例：血液流の平均分
速度、血液流の秒速度変化一これは、出力二一ドルまた
はカニューラの周囲の患者の動脈の衰弱を指示する）を
３１１１定する。この流量計は、血液の反射率と流動性
の変化と、治療装置の膜ユニットを通過する血小板／フ
ァイブリン（これは、血液治療装置か凝固する早期の指
示因子である）を測定する。さらに、この流量計は、血
液治療装置に入るかまたは出てくる気泡も測定する。こ
の気泡は、患者に対する重大な危険因子を現す。また、
この流量計は、流量計に付属の流体バッグからの流体ラ
イン１０７を介しての塩分含有溶液のような流体の体積
を７Ｉｌｌ＋定管理する。この流量計装置は、また、流
体注入物（これは、種々の測定パラメータの値を現す）
の体積も制御し、血液流の状態が危険になったとき、ア
ラームを発生する。
測定チャネル１０１は、第１測定位置１５６と第２ ｉ
ｔリ定点１２４と間で所定の体積を有し、透明のビニー
ルチューブ（長さ＋ ４ １ ｃ ｍ ％内径二〇．５
６ｃｍ）である。ライン１０２．１０３１０５−１０７
は、種々の長さの同種のチューブである。
ｔリ定点１２４と間で所定の体積を有し、透明のビニー
ルチューブ（長さ＋ ４ １ ｃ ｍ ％内径二〇．５
６ｃｍ）である。ライン１０２．１０３１０５−１０７
は、種々の長さの同種のチューブである。
第１測定点１５６は、チューブ１０１の人口（即ち、Ｔ
型コネクター１４の接続部）で、第２測定点１２４は、
センサーユニット１１０の発光機と光検知機との間のあ
る。第１測定点１５６と第２測定点１２４とチャネルの
体積は、チャネルを通過する血液流の速度を測定するの
に使用される。
型コネクター１４の接続部）で、第２測定点１２４は、
センサーユニット１１０の発光機と光検知機との間のあ
る。第１測定点１５６と第２測定点１２４とチャネルの
体積は、チャネルを通過する血液流の速度を測定するの
に使用される。
分配ユニット１０９は、Ｔ型コネクター１４での人力動
脈血液と他の流体（例：塩分含有溶液）との間のインタ
ーフェースを提供する。動脈ライン１０２は、クラッン
プユニット１１８（第３，４図）の軸方向ライン空洞１
１２とクランプ空洞１２２を通過する。クランプブロッ
ク１１３は、アルミ製で、空洞内にライン１０２，１０
７を保持する。動脈ライン１０２は、チャネル１０１に
、Ｔ型コネクター１４を介して接続される。同様に、９ 流体ライン１０７は、空チューブセンサーブロック１１
６の軸方向流体ライン空洞１１５とクランプブロック１
１３の軸方向流体ライン空詞１１７とを通過する。流体
ライン１０７は、チャネル１０１にＴ型コネクタ１１４
を介して接続される。
脈血液と他の流体（例：塩分含有溶液）との間のインタ
ーフェースを提供する。動脈ライン１０２は、クラッン
プユニット１１８（第３，４図）の軸方向ライン空洞１
１２とクランプ空洞１２２を通過する。クランプブロッ
ク１１３は、アルミ製で、空洞内にライン１０２，１０
７を保持する。動脈ライン１０２は、チャネル１０１に
、Ｔ型コネクター１４を介して接続される。同様に、９ 流体ライン１０７は、空チューブセンサーブロック１１
６の軸方向流体ライン空洞１１５とクランプブロック１
１３の軸方向流体ライン空詞１１７とを通過する。流体
ライン１０７は、チャネル１０１にＴ型コネクタ１１４
を介して接続される。
制御ユニット１１１の制御下のクラッンプユニット１１
８は、選択的に、流体ライン１０７から動脈ラインの１
０２により供給される血波への塩分含有溶液の塊流を管
理し、この塩分含有溶液の塊流は、測定チャネル１０１
の先端インターフェースと後端インターフェースとを提
供する。
８は、選択的に、流体ライン１０７から動脈ラインの１
０２により供給される血波への塩分含有溶液の塊流を管
理し、この塩分含有溶液の塊流は、測定チャネル１０１
の先端インターフェースと後端インターフェースとを提
供する。
クラッンプユニット１１８は、ローラー１１９とＤＣモ
ーター１２０を有する。クラップブロックの上部部材１
５７と下部部材１５８は、軸方向空洞の部位上に伸び、
軸方向空洞を貫通して伸びる環状ライン１０２，１０７
の位置を規定し保持する。第１図に示すように、ローラ
ー１１９は、モーター１２０で反時計方向に回転して、
クランプ空洞１２２の平らな表面１５９上の停止位置に
あり、このクランプ空洞１２２内で、ローラー１１０ １つはライン１０７を圧縮し、その中を流れる塩分含有
溶液の流れを閉塞する。この停止位置では、血液は、ラ
イン１０２の中を流れる。次に、ローラー１１９が、モ
ーター１２０で時計方向に回転し、ライン１０２と１０
７の中間位置（第３，４図）にあると、血液と塩分含有
溶液の流れは制限されない。
ーター１２０を有する。クラップブロックの上部部材１
５７と下部部材１５８は、軸方向空洞の部位上に伸び、
軸方向空洞を貫通して伸びる環状ライン１０２，１０７
の位置を規定し保持する。第１図に示すように、ローラ
ー１１９は、モーター１２０で反時計方向に回転して、
クランプ空洞１２２の平らな表面１５９上の停止位置に
あり、このクランプ空洞１２２内で、ローラー１１０ １つはライン１０７を圧縮し、その中を流れる塩分含有
溶液の流れを閉塞する。この停止位置では、血液は、ラ
イン１０２の中を流れる。次に、ローラー１１９が、モ
ーター１２０で時計方向に回転し、ライン１０２と１０
７の中間位置（第３，４図）にあると、血液と塩分含有
溶液の流れは制限されない。
第４図において、プラススチックローラー１１９は、シ
ャフト３０４上にベアリング３０１で支持され、円盤３
０２にプレート３０３とファスナー１２１で保持されて
いる。シャフト３０４は、円盤３０２と同軸に固定され
ている。この円盤３０２は、シャフト３０５に偏心して
固定されている。このシャフト３０５は、モーター１２
０にトルク溝カップリングカラー３０６，３０７を介し
て連結されている。このシャフト３０５は、そこにベア
リング３１０を有する貫通口３０９を通過して、クラン
プ空洞面３０８を介して伸びる。円筒上載置フランジ３
１１．３１２は、クランプボックスにモーターとカラー
３０６，３０７を載置１１ する。
ャフト３０４上にベアリング３０１で支持され、円盤３
０２にプレート３０３とファスナー１２１で保持されて
いる。シャフト３０４は、円盤３０２と同軸に固定され
ている。この円盤３０２は、シャフト３０５に偏心して
固定されている。このシャフト３０５は、モーター１２
０にトルク溝カップリングカラー３０６，３０７を介し
て連結されている。このシャフト３０５は、そこにベア
リング３１０を有する貫通口３０９を通過して、クラン
プ空洞面３０８を介して伸びる。円筒上載置フランジ３
１１．３１２は、クランプボックスにモーターとカラー
３０６，３０７を載置１１ する。
モーター１２０は、駆動バッファ一回路１２３を介して
、制御ユニット１１１の制御下で両方向に回転可能なＤ
Ｃモーターである。モーターが中間位置から時計方向に
回転し続けると、ローラーは、平らな表面１５９の停止
位置にきて、動脈ライン１０２を圧縮する。その結果、
塩分含有溶液だけが、チャネル１０１に流れ、第１測定
点１５６で、血液／塩分含有溶岐の先端インターフェー
スを形成する。モーターが反時計方向に回転し停止位置
に戻ると、塩分含有溶液は閉塞され、それにより、塩分
含有溶液の塊流がａｌｌ＋定チャネルへの流れの管理を
停止し、第１ ｉＩＰＩ定点１５６で、血波／塩分含有
溶液の後端インターフェースを形成する。塩分含有溶液
が、ローラー１１９とＴ型コネクタ１１４の間の流体ラ
イン１０７内に残留するので、モーター１２０への制御
（流体ライン１０７の解放と閉塞の）信号の伝送は、制
御ユニットにより、制御チャネル１０１の第１ ＋１１
１１１定点１５６で、先端と後端インターフェースが生
成される時１２ の指示として利用される。各インターフェースは、血液
の赤血球の濃度の変化に起因して、検知できる。空気の
気泡は、この装置から導入されない。
、制御ユニット１１１の制御下で両方向に回転可能なＤ
Ｃモーターである。モーターが中間位置から時計方向に
回転し続けると、ローラーは、平らな表面１５９の停止
位置にきて、動脈ライン１０２を圧縮する。その結果、
塩分含有溶液だけが、チャネル１０１に流れ、第１測定
点１５６で、血液／塩分含有溶岐の先端インターフェー
スを形成する。モーターが反時計方向に回転し停止位置
に戻ると、塩分含有溶液は閉塞され、それにより、塩分
含有溶液の塊流がａｌｌ＋定チャネルへの流れの管理を
停止し、第１ ｉＩＰＩ定点１５６で、血波／塩分含有
溶液の後端インターフェースを形成する。塩分含有溶液
が、ローラー１１９とＴ型コネクタ１１４の間の流体ラ
イン１０７内に残留するので、モーター１２０への制御
（流体ライン１０７の解放と閉塞の）信号の伝送は、制
御ユニットにより、制御チャネル１０１の第１ ＋１１
１１１定点１５６で、先端と後端インターフェースが生
成される時１２ の指示として利用される。各インターフェースは、血液
の赤血球の濃度の変化に起因して、検知できる。空気の
気泡は、この装置から導入されない。
センサーユニット１１０（第５．６図）は、第２測定点
１２４での先端と後端インターフェースに応答して、イ
ンターフェースが第２測定点１２４に到達したときを指
示ずる出力を生或する。センサーユニット１１０は、非
電導の黒色プラスチックセンサーブロック１２５を有し
、このブロック１２５は、動脈軸方向空洞１２６と静脈
軸方向空洞１２７を有し、それぞれ、チャネル１０１と
ライン１０６を保持する。第６図には、埋込み型フォト
ダイオードを有する発光機１２８．４２９（５ｍＷレー
ザー）とフーイドバック回路が示され、この回路は、そ
れぞれ、一定強度の光信号６０Ｆ，６０２をチャネル１
０１と静脈ライン１０６に導く。チャネル１０１の第２
測定点１２４は、光信号６０１の発行される位置により
決定され、この光信号６０１は、発光機１２８からのビ
ニルチューブ内へ導入する。同様に、発光機１２９１３ は、一定強度の光信号６０２を静脈ライン１０６のビニ
ールチューブ内へ導入する。
１２４での先端と後端インターフェースに応答して、イ
ンターフェースが第２測定点１２４に到達したときを指
示ずる出力を生或する。センサーユニット１１０は、非
電導の黒色プラスチックセンサーブロック１２５を有し
、このブロック１２５は、動脈軸方向空洞１２６と静脈
軸方向空洞１２７を有し、それぞれ、チャネル１０１と
ライン１０６を保持する。第６図には、埋込み型フォト
ダイオードを有する発光機１２８．４２９（５ｍＷレー
ザー）とフーイドバック回路が示され、この回路は、そ
れぞれ、一定強度の光信号６０Ｆ，６０２をチャネル１
０１と静脈ライン１０６に導く。チャネル１０１の第２
測定点１２４は、光信号６０１の発行される位置により
決定され、この光信号６０１は、発光機１２８からのビ
ニルチューブ内へ導入する。同様に、発光機１２９１３ は、一定強度の光信号６０２を静脈ライン１０６のビニ
ールチューブ内へ導入する。
センサーユニット１１０は、光検知機（ダイオード）１
３０，１３１を有し、これらの光検知機１３０，１３１
は、ビニールチューブを介して伝送される光信号６０１
，６０２を受信するよう配置されている。これらの光検
知機の各々は、ビニールチューブとその中に含有されて
いる流体を完全に透過する光学信号を受信する。光検知
機１３０は、光信号６０１の強度を検知して、その強度
を指示する出力を生成する。その強度の変化は、第２測
定点１２４での先端または後端血液／塩分含有溶液のイ
ンターフェースを指示する。そのような変化は、チャネ
ル内のｌ夜体から空気への変化に起因する。かくして、
光検知機１３０は、先端または後端のいずれかの血液／
塩分含有溶液のインターフェースの通過、あるいは、チ
ューブ内の血液と（または）塩分含有溶液の空気による
置換を感度よく指示する。それはまた、チャネル１０１
内の小さな気泡の存在も指示する。光検知機］１４ ３０，１３１は、制御ユニット１１１に接続され、そし
て、導体１３２，１３３を介して制御ユニット１１１に
制御される。光検知機１３１は、発光機１２９から離れ
て配置され、ライン１０６を透過した光信号６０２を受
信する。この光検知機１３１は、第３出力信号と第４出
力信号とを生成する。これらの信号は、血液内の微粒子
と、血液内の脈動流を指示する。光信号６０２の強度変
化に応答して、光検知機１３０は、静脈ライン１０６内
の小さな気泡を指示する別の信号を生成する。
３０，１３１を有し、これらの光検知機１３０，１３１
は、ビニールチューブを介して伝送される光信号６０１
，６０２を受信するよう配置されている。これらの光検
知機の各々は、ビニールチューブとその中に含有されて
いる流体を完全に透過する光学信号を受信する。光検知
機１３０は、光信号６０１の強度を検知して、その強度
を指示する出力を生成する。その強度の変化は、第２測
定点１２４での先端または後端血液／塩分含有溶液のイ
ンターフェースを指示する。そのような変化は、チャネ
ル内のｌ夜体から空気への変化に起因する。かくして、
光検知機１３０は、先端または後端のいずれかの血液／
塩分含有溶液のインターフェースの通過、あるいは、チ
ューブ内の血液と（または）塩分含有溶液の空気による
置換を感度よく指示する。それはまた、チャネル１０１
内の小さな気泡の存在も指示する。光検知機］１４ ３０，１３１は、制御ユニット１１１に接続され、そし
て、導体１３２，１３３を介して制御ユニット１１１に
制御される。光検知機１３１は、発光機１２９から離れ
て配置され、ライン１０６を透過した光信号６０２を受
信する。この光検知機１３１は、第３出力信号と第４出
力信号とを生成する。これらの信号は、血液内の微粒子
と、血液内の脈動流を指示する。光信号６０２の強度変
化に応答して、光検知機１３０は、静脈ライン１０６内
の小さな気泡を指示する別の信号を生成する。
制御ユニット１１１は、発光機１２８，１２９の動作を
導体１３４，１３５を介して制御する。
導体１３４，１３５を介して制御する。
センサーユニット１１０は、第２の対の光検知機６０３
，６０４を有し、これらの光検知機６０３，６０４は、
測定チャネル１０１と静脈ライン１０６からそれぞれ伝
送される光信号６０５， ６０６を受信する。光信号
６０５，６０６は、ビニールチューブとその中を流れる
血液との間のインターフェースから反射される。これら
の反射光検知機は、センサーブロック１２５の武部に発
光機１５ に対し約９０度曲げて配置され、小径の筒状通路６０７
，６０８を通過する反射された光信号を受信する。これ
らの通路は、空洞の底部から伸び、正確な位置から反射
された信号を受信するよう配置されている。この正確な
位置とは、発光機からの光信号がチューブ内の血液に出
会う位置のことである。透明なディスク６０９，６１０
は、筒状通路６０７，６０８の開口部に配置される。反
ａ＝ｔ光信号に応答して、光検知機６０３，６０４は、
電気出力信号を生成し、この中のＤＣとＡＣの電圧変化
が、脈動血液流、血液の微粒子成分、血液の気泡成分を
指示する。光検知機６０３，６０４は、これらの電気出
力信号を制御ユニットにそれぞれ導体６１１，６１２を
介して伝送する。
，６０４を有し、これらの光検知機６０３，６０４は、
測定チャネル１０１と静脈ライン１０６からそれぞれ伝
送される光信号６０５， ６０６を受信する。光信号
６０５，６０６は、ビニールチューブとその中を流れる
血液との間のインターフェースから反射される。これら
の反射光検知機は、センサーブロック１２５の武部に発
光機１５ に対し約９０度曲げて配置され、小径の筒状通路６０７
，６０８を通過する反射された光信号を受信する。これ
らの通路は、空洞の底部から伸び、正確な位置から反射
された信号を受信するよう配置されている。この正確な
位置とは、発光機からの光信号がチューブ内の血液に出
会う位置のことである。透明なディスク６０９，６１０
は、筒状通路６０７，６０８の開口部に配置される。反
ａ＝ｔ光信号に応答して、光検知機６０３，６０４は、
電気出力信号を生成し、この中のＤＣとＡＣの電圧変化
が、脈動血液流、血液の微粒子成分、血液の気泡成分を
指示する。光検知機６０３，６０４は、これらの電気出
力信号を制御ユニットにそれぞれ導体６１１，６１２を
介して伝送する。
制御ユニット１１１には、プロセッサ１３６、タイマー
１３７１，永久メモリー１３８、一時メモリー１３９、
アドレスデコーダ／ラッチ回路１４０があり、これらは
全てバス１４１で相互接続されている。これらの回路は
、プロセッサ１３６には、インテル社の８０Ｃ３１マイ
クロブロセッ１６ サを、永久メモリー１３８には、ＥＰＲＯＭ２７２５６
／２７５１２を、一時メモリー１３９には、インテルＤ
Ｓ−１２２５メモリー２個を有する１６ＫバイトのＲＡ
Ｍを使用する。プロセッサのプログラム実行は、記述さ
れるべき２つのアルゴリズムと共に永久メモリー１３８
内にストアされる。また、永久メモリー１３８は、光検
知機１３０，１３１，６０３，６０４のＤＣまたはＡＣ
電圧を解読するプログラム命令も含み、血液中の血液微
粒子、血液の脈動流、気泡を表す量を決定する。
１３７１，永久メモリー１３８、一時メモリー１３９、
アドレスデコーダ／ラッチ回路１４０があり、これらは
全てバス１４１で相互接続されている。これらの回路は
、プロセッサ１３６には、インテル社の８０Ｃ３１マイ
クロブロセッ１６ サを、永久メモリー１３８には、ＥＰＲＯＭ２７２５６
／２７５１２を、一時メモリー１３９には、インテルＤ
Ｓ−１２２５メモリー２個を有する１６ＫバイトのＲＡ
Ｍを使用する。プロセッサのプログラム実行は、記述さ
れるべき２つのアルゴリズムと共に永久メモリー１３８
内にストアされる。また、永久メモリー１３８は、光検
知機１３０，１３１，６０３，６０４のＤＣまたはＡＣ
電圧を解読するプログラム命令も含み、血液中の血液微
粒子、血液の脈動流、気泡を表す量を決定する。
一時メモリー１３９は、タイマー回路１３７により測定
される種々の期間のような一時データを記憶する。アド
レスデコーダ／ラッチ回路１４０は、プロセッサ１３６
の管理下で分配ユニット１０９と感知ユニット１１０か
らの種々の制御信号と指示信号を送受信する為に、利用
される。デコーダ−回路１４０は、空チューブセンサー
１１６と、重量測定装置すなわち、ストレンゲージ１４
２とインターフェースする。制御ユニット１１１は、１
７ 分配ユニット１０９（特に、駆動／バッファ一回路１２
３を介して、ＤＣモーター１２０）の動作をデジタル的
に制御する。制御ユニット１１１と駆動／バッファ一回
路１２３とは、通信チャネル１４７を介して通信可能で
ある。
される種々の期間のような一時データを記憶する。アド
レスデコーダ／ラッチ回路１４０は、プロセッサ１３６
の管理下で分配ユニット１０９と感知ユニット１１０か
らの種々の制御信号と指示信号を送受信する為に、利用
される。デコーダ−回路１４０は、空チューブセンサー
１１６と、重量測定装置すなわち、ストレンゲージ１４
２とインターフェースする。制御ユニット１１１は、１
７ 分配ユニット１０９（特に、駆動／バッファ一回路１２
３を介して、ＤＣモーター１２０）の動作をデジタル的
に制御する。制御ユニット１１１と駆動／バッファ一回
路１２３とは、通信チャネル１４７を介して通信可能で
ある。
流量計装置１００は、Ａ／Ｄインターフェースユニット
１４３を有し、このユニット１４３は、感知ユニット１
１０，重量測定装置すなわち、ストレンゲージｌ４２、
空チュユーブセンサー１１６とインターフェースする。
１４３を有し、このユニット１４３は、感知ユニット１
１０，重量測定装置すなわち、ストレンゲージｌ４２、
空チュユーブセンサー１１６とインターフェースする。
このインターフェースユニット１４３は、アンプとＡ／
Ｄ変換器を用いて、このＡ／Ｄインターフェース機能を
実行する。Ａ／Ｄインターフェースユニット１４３と制
御ユニット１１１は、通信チャネル１４７を介して通信
可能である。
Ｄ変換器を用いて、このＡ／Ｄインターフェース機能を
実行する。Ａ／Ｄインターフェースユニット１４３と制
御ユニット１１１は、通信チャネル１４７を介して通信
可能である。
キーパッド１４４は、制御ユニット１１１と通信チャネ
ル１５１を介して通信可能で、この装置の動作を指示す
る命令と情報のオペレータ入力を提供する。このキーパ
ッド１４４を用いて、測定パラメータの許容限界を定義
し、位置１５６と１１８ ２４との間のｌ１リ定チャネル１０１の所定の値を指示
を入力する ディスプレイユニット１４５は、制御ユニッ１・１１１
と通信チャネル１５２を介して通信可能である。例えば
、このディスプレイユニット１４５は、各センサーから
受信した情報、流量言１の現在の動作、キーパッドから
受信した入力を指示する４行の液晶１６文字の市販の表
示装置である。
ル１５１を介して通信可能で、この装置の動作を指示す
る命令と情報のオペレータ入力を提供する。このキーパ
ッド１４４を用いて、測定パラメータの許容限界を定義
し、位置１５６と１１８ ２４との間のｌ１リ定チャネル１０１の所定の値を指示
を入力する ディスプレイユニット１４５は、制御ユニッ１・１１１
と通信チャネル１５２を介して通信可能である。例えば
、このディスプレイユニット１４５は、各センサーから
受信した情報、流量言１の現在の動作、キーパッドから
受信した入力を指示する４行の液晶１６文字の市販の表
示装置である。
制御装置１１１は、人／出力ポート１４６と通信チャネ
ル１５３を介して通信可能である。この人／出力ポート
ｌ４６は、ＲＳ２３２のようなポートで、流量計装置と
他のデジタル装置（ＥＢＴ装置）との間の通信ルートを
確立する。同様に、情報は、モニターコンピュータまた
は、中央アラームパネルに伝送される。
ル１５３を介して通信可能である。この人／出力ポート
ｌ４６は、ＲＳ２３２のようなポートで、流量計装置と
他のデジタル装置（ＥＢＴ装置）との間の通信ルートを
確立する。同様に、情報は、モニターコンピュータまた
は、中央アラームパネルに伝送される。
制御ユニット１１１のタイマー１３７を用いて、インタ
ーフェースが分配ユニット１０９により生成されたとき
、または、第１測定点１５６で測定されたＩＩ．１の指
示により開始され、センサーユニット１１０からの出力
信号（即ち、塩分含有溶岐の１９ 塊流が第２測定点１２４にある時）により終了する期間
を決定する。プログラム制御プロセッサ１３６は、永久
メモリー１３８内の所定のアルゴリズムを用いて、測定
期間に応答して、血液の流速を計算する。第２アルゴリ
ズムは、平均流速を計算するために、使用される。複数
の期間は、それらは、測定チャネル１０１を通過する血
液中の塩分含有流体の塊流の連続的な生成により開始さ
れるが、タイマー回路により決定される。これらの期間
は、各々、一時メモリー１３９に蓄積され、平均流速を
計算するために、使用される。血岐の流速が計算される
と、制御ユニットは、表示装置１４５にそれを伝送し表
示する。
ーフェースが分配ユニット１０９により生成されたとき
、または、第１測定点１５６で測定されたＩＩ．１の指
示により開始され、センサーユニット１１０からの出力
信号（即ち、塩分含有溶岐の１９ 塊流が第２測定点１２４にある時）により終了する期間
を決定する。プログラム制御プロセッサ１３６は、永久
メモリー１３８内の所定のアルゴリズムを用いて、測定
期間に応答して、血液の流速を計算する。第２アルゴリ
ズムは、平均流速を計算するために、使用される。複数
の期間は、それらは、測定チャネル１０１を通過する血
液中の塩分含有流体の塊流の連続的な生成により開始さ
れるが、タイマー回路により決定される。これらの期間
は、各々、一時メモリー１３９に蓄積され、平均流速を
計算するために、使用される。血岐の流速が計算される
と、制御ユニットは、表示装置１４５にそれを伝送し表
示する。
空チューブセンサー１１６は、流量ライン１０７の対向
側面に発光ダイオード１５４と光検知器１５５のような
光学素子を有し、その中の塩分含有溶肢の塊流を検知す
る。溶肢バッグ１０８が、動脈ラインへの溶戚注入管理
の間、溶戚の不存在を検知すると、空チューブセンサー
１１６は、空気／溶液インターフェースが光学装置対の
間を通２０ 遇するにつれて、大きなＡＣアラーム信号を発生する。
側面に発光ダイオード１５４と光検知器１５５のような
光学素子を有し、その中の塩分含有溶肢の塊流を検知す
る。溶肢バッグ１０８が、動脈ラインへの溶戚注入管理
の間、溶戚の不存在を検知すると、空チューブセンサー
１１６は、空気／溶液インターフェースが光学装置対の
間を通２０ 遇するにつれて、大きなＡＣアラーム信号を発生する。
従って、この光学装置対は、ビニール／空気インターフ
ェースにおける反射に起因して、空気が溶戒にチューブ
内で置換されると、低いＤＣ電圧を発生する。
ェースにおける反射に起因して、空気が溶戒にチューブ
内で置換されると、低いＤＣ電圧を発生する。
ストレンゲージ１４２は、重量測定装置として機能する
。チャネル１０１内の血液の流速は、血ｄｋと他の溶波
とのインターフェースを生戊することにより、４１リ定
される。第１測定点１５６でのインターフェースの在在
は、インターフェースの第１の指示を意味する。また、
第２測定点１２４でのインターフェースの存在は、イン
ターフェースの第２の指示を意味する。チャネル内の血
液の流速は、所定のアルゴリズムチャネル内体積、第１
指示、第２指示を用いて、計算される。
。チャネル１０１内の血液の流速は、血ｄｋと他の溶波
とのインターフェースを生戊することにより、４１リ定
される。第１測定点１５６でのインターフェースの在在
は、インターフェースの第１の指示を意味する。また、
第２測定点１２４でのインターフェースの存在は、イン
ターフェースの第２の指示を意味する。チャネル内の血
液の流速は、所定のアルゴリズムチャネル内体積、第１
指示、第２指示を用いて、計算される。
通常の動作において、クランプユニット１１８は、溶液
ライン１０７を閉塞し、一方、動脈血液流を入力ライン
１０２に流す。ローラー１１９は、急速に回転し、動′
脈ライン１０２を閉塞し、塩分含有溶液を流し、そして
、塩分含有溶液ライン１２１ ０７を閉塞する通常の位置に戻る。全体のサイクル時間
は、０．５秒以下である。ローラー１１９が回転してい
る間、約４ｃｃの塩分含有溶波の塊流は、このラインの
負圧により、動脈ラインに入る。測定チャネル光検知器
１３０は、塩分含．Ｍ−溶液の塊流の先端が感知ユニッ
ｌ・を通過するにつれて、圧力の増加を記録する。次に
、この測定チャネル光検知器１３口は、塩分含有溶液の
塊流の後端が感知ユニットを通過するにつれて、圧力の
減少を記録する。塩分含有溶液ラインでクランプか閉じ
るのと塩分含有溶液の塊流の後端が感知ユニットを通過
するのとの間の時間は、通常の動作条件下で血演が流量
測定チャネルを通過する流速を反映する。この流速は、
実際のもので正確である。
ライン１０７を閉塞し、一方、動脈血液流を入力ライン
１０２に流す。ローラー１１９は、急速に回転し、動′
脈ライン１０２を閉塞し、塩分含有溶液を流し、そして
、塩分含有溶液ライン１２１ ０７を閉塞する通常の位置に戻る。全体のサイクル時間
は、０．５秒以下である。ローラー１１９が回転してい
る間、約４ｃｃの塩分含有溶波の塊流は、このラインの
負圧により、動脈ラインに入る。測定チャネル光検知器
１３０は、塩分含．Ｍ−溶液の塊流の先端が感知ユニッ
ｌ・を通過するにつれて、圧力の増加を記録する。次に
、この測定チャネル光検知器１３口は、塩分含有溶液の
塊流の後端が感知ユニットを通過するにつれて、圧力の
減少を記録する。塩分含有溶液ラインでクランプか閉じ
るのと塩分含有溶液の塊流の後端が感知ユニットを通過
するのとの間の時間は、通常の動作条件下で血演が流量
測定チャネルを通過する流速を反映する。この流速は、
実際のもので正確である。
これは、ローラーポンプは、クランプが正常位置に復帰
するとき、カテーテルの流体抵抗に対して引くからであ
る。この測定の正確さは、塩分含有溶液の塊流がシステ
ム内の通常の体積と圧力からずれる程度に依存する。こ
のずれは、ローラークランプが速く動き、塩分含有溶戚
の塊流が小さい２２ と、最小にできる。ローラーポンプは、各半サイクルの
間、流速が変化するので、ローラーの回転速度を正確に
決定することと、塩分含有溶液の塊流を正確に流すこと
により、正確な速度か決定される。一本の針を用いる血
液診療システムにおいては、流速は、各サイクルの間非
常に変化する。
するとき、カテーテルの流体抵抗に対して引くからであ
る。この測定の正確さは、塩分含有溶液の塊流がシステ
ム内の通常の体積と圧力からずれる程度に依存する。こ
のずれは、ローラークランプが速く動き、塩分含有溶戚
の塊流が小さい２２ と、最小にできる。ローラーポンプは、各半サイクルの
間、流速が変化するので、ローラーの回転速度を正確に
決定することと、塩分含有溶液の塊流を正確に流すこと
により、正確な速度か決定される。一本の針を用いる血
液診療システムにおいては、流速は、各サイクルの間非
常に変化する。
種々のサイクルをとうして特定の時間に塩分含有溶液の
塊流をｌ１］定することは、平均流速の正確な計算を可
能にする。塩分含有溶岐の塊流が血戒流量測定チャネル
内に注入されると、塩分含有溶戒の塊流の後端インター
フェースがチャネルを通過するのに要する時間が、塩分
含有溶液のラインが閉じられた時間と、感知ユニットの
透過光検知器の電圧が急速に低下した時間との間の差と
して測定される。瞬間流速の計算式は以下の式である。
塊流をｌ１］定することは、平均流速の正確な計算を可
能にする。塩分含有溶岐の塊流が血戒流量測定チャネル
内に注入されると、塩分含有溶戒の塊流の後端インター
フェースがチャネルを通過するのに要する時間が、塩分
含有溶液のラインが閉じられた時間と、感知ユニットの
透過光検知器の電圧が急速に低下した時間との間の差と
して測定される。瞬間流速の計算式は以下の式である。
瞬間流速（ＩＦＲ）＝チューブ内の体積／通過時間
通過時間は、通常、秒単位で測定され、２３
流速は、ｍｍ／分でｍｌ１定されるので、正確な計算式
は、以下になる。
は、以下になる。
血岐流速（ＢＦＲ）＝ （Ｖｘ６０秒／分）／Ｔここて
、ＢＦＲは瞬間血岐流速、■は流ｍ ｆｌｌ’ｌ定チャ
ネルの体積（ １．ｌｉ位：ミリリットル）、Ｔは通過
時間（単位：秒）である。
、ＢＦＲは瞬間血岐流速、■は流ｍ ｆｌｌ’ｌ定チャ
ネルの体積（ １．ｌｉ位：ミリリットル）、Ｔは通過
時間（単位：秒）である。
周期的に血戒流速の変化するこのシステムにおける平均
血液流速をＡＩｌＪ定する為の第２式は、以下である。
血液流速をＡＩｌＪ定する為の第２式は、以下である。
ＢＴＲ＝ （ＢＦＲ／Ｎ）／ （トータル／入流）ここ
で、ＢＴＲは平均血液人流処理速度。Ｎはデータ点の数
、入流は数回のｉｎ＋＋定がなされたサイクル時間（単
位二秒）、トータルは全体のサイクル時間（単位二秒）
である。トータル／入流は、一本の針（単一アクセス）
の装置に対して１を越える。この単一アクセス（一本の
針の）装置は、２４ 血ｌｔｋ流が、同一の針を介して出流か得られないもの
である。
で、ＢＴＲは平均血液人流処理速度。Ｎはデータ点の数
、入流は数回のｉｎ＋＋定がなされたサイクル時間（単
位二秒）、トータルは全体のサイクル時間（単位二秒）
である。トータル／入流は、一本の針（単一アクセス）
の装置に対して１を越える。この単一アクセス（一本の
針の）装置は、２４ 血ｌｔｋ流が、同一の針を介して出流か得られないもの
である。
第２図において、単一アクセス体外血戒治療装置に流れ
込む実際の流速カーブが図示されている。
込む実際の流速カーブが図示されている。
この図は、瞬間流速測定２０２−２０５も示されている
。これらは、４つの連続的な入流サイクルの間の４つの
異なる時間に測定された。４個のｆｆｉｌ１定された速
度を平均し、このサイクルの人出流の時間を計算すると
、平均血液処理速度（ＢＴＲ）が５％以内の精度で得ら
れる。動脈側ローラーポンプを有する二重アクセス血液
処理装置においては、流速の変化はより少ない。ローラ
ーポンプの連続的なサイクルの間、瞬間流速を解析する
と、より正確な流速が得られる。
。これらは、４つの連続的な入流サイクルの間の４つの
異なる時間に測定された。４個のｆｆｉｌ１定された速
度を平均し、このサイクルの人出流の時間を計算すると
、平均血液処理速度（ＢＴＲ）が５％以内の精度で得ら
れる。動脈側ローラーポンプを有する二重アクセス血液
処理装置においては、流速の変化はより少ない。ローラ
ーポンプの連続的なサイクルの間、瞬間流速を解析する
と、より正確な流速が得られる。
血液治療装置の血戒チューブの溶肢の付加は、手動操作
により、クランプを開閉して行われ、その溶波の量を目
ｉ１１１１ＪでＡｌｌ定できる。本発明の流量計はこの
溶液の追加を自動的に行い、患者とチュブへの正確な流
量の測定ができる。溶液容器を空の場合、これにより、
空気のチューブ内へ入るの２５ を防ぐことができる。治療の開始時に、医者は、塊流と
して注入される量を規定できる。これを実行するために
、クラッンプユニット１１８は、動脈ラインを閉じ、塩
分含有溶波ライン１０７を開く。ストレンゲージ１４２
は、注入される溶岐の量を測定する。必要な量が注入さ
れると、クランプユニット］１８は、制御ユニット１１
１の管理下で、動脈ライン］０２を開きながら、塩分含
有ｍＭラインを閉じる。空チューブセンサーは、塩分含
有溶液バッグが空のときを感知するといつでも、塩分含
有溶液ラインを閉じる。この応答タイムは、充分速く、
空気が動脈ラインと血液診療装置１０４の膜ユニットに
侵入するのを防ぐことができる。
により、クランプを開閉して行われ、その溶波の量を目
ｉ１１１１ＪでＡｌｌ定できる。本発明の流量計はこの
溶液の追加を自動的に行い、患者とチュブへの正確な流
量の測定ができる。溶液容器を空の場合、これにより、
空気のチューブ内へ入るの２５ を防ぐことができる。治療の開始時に、医者は、塊流と
して注入される量を規定できる。これを実行するために
、クラッンプユニット１１８は、動脈ラインを閉じ、塩
分含有溶波ライン１０７を開く。ストレンゲージ１４２
は、注入される溶岐の量を測定する。必要な量が注入さ
れると、クランプユニット］１８は、制御ユニット１１
１の管理下で、動脈ライン］０２を開きながら、塩分含
有ｍＭラインを閉じる。空チューブセンサーは、塩分含
有溶液バッグが空のときを感知するといつでも、塩分含
有溶液ラインを閉じる。この応答タイムは、充分速く、
空気が動脈ラインと血液診療装置１０４の膜ユニットに
侵入するのを防ぐことができる。
より正確な動作において、流量計装置は、自動的に明確
な溶液の量を所定の間隔て動脈ラインに注入する。例え
ば、もし、患者か「ドライウェイト」になると、この装
置は、血肢を取去るのと同一の速度で、溶液を注入する
。あるいは、手術の間、患者の体重が増加すべきときは
、この装置は、２６ ある量の溶液を予定される期間注入する。最後に、血液
凝固阻止剤の必要性を無くすために、各３０分毎に約１
００ｃｃの塊流を注入する。その間、装置の膜ユニット
の表面から蓄積された血液蛋白と凝固因子を洗浄しなが
ら、行う。
な溶液の量を所定の間隔て動脈ラインに注入する。例え
ば、もし、患者か「ドライウェイト」になると、この装
置は、血肢を取去るのと同一の速度で、溶液を注入する
。あるいは、手術の間、患者の体重が増加すべきときは
、この装置は、２６ ある量の溶液を予定される期間注入する。最後に、血液
凝固阻止剤の必要性を無くすために、各３０分毎に約１
００ｃｃの塊流を注入する。その間、装置の膜ユニット
の表面から蓄積された血液蛋白と凝固因子を洗浄しなが
ら、行う。
流量計装置の付加的な機能は、装置の血液回路の内部体
積を測定することである。塩分含有溶液の１００ｃｃの
塊流または、それ以上の塊流の注入後、静脈ラインセン
サーとタイマーは、インタフェースの先端と後端が出現
した時間間隔を決定する。制御ユニッ１・は、塩分含有
溶液の塊流の通過Ｂ４７間を引算する。この情報と既知
の平均流速を用いて、制御ユニットは、血液診療装置の
血液の体積（主に、膜ユニット内の体積）を計算する。
積を測定することである。塩分含有溶液の１００ｃｃの
塊流または、それ以上の塊流の注入後、静脈ラインセン
サーとタイマーは、インタフェースの先端と後端が出現
した時間間隔を決定する。制御ユニッ１・は、塩分含有
溶液の塊流の通過Ｂ４７間を引算する。この情報と既知
の平均流速を用いて、制御ユニットは、血液診療装置の
血液の体積（主に、膜ユニット内の体積）を計算する。
この膜ユニット内の体積変化は、膜ユニット内の血岐通
路の凝固を指示する。この流量計装置は、血液診療装置
から血液をリンスするのに使用される。所定の時間に、
クランプユニット１１８は、動脈ラインを閉じ、塩分含
有溶波のラインを開く。
路の凝固を指示する。この流量計装置は、血液診療装置
から血液をリンスするのに使用される。所定の時間に、
クランプユニット１１８は、動脈ラインを閉じ、塩分含
有溶波のラインを開く。
溶液は、連続的に他の動脈チューブに流され、装２７
置の膜ユニットを通過する。静脈ライン内の溶液のへマ
トクリットが低下するときに、リンス工程は、完了する
。これは、光学素子対１２９，１３１により検知される
。濾過機が手動てリンスされると、オペレータは、静脈
ラインを観察し、そのラインが「ライトピンク」になっ
た時、リンスを中止する。このセンサーの光メーターは
、ヘマトクリットが３％以下になったときに、低電圧信
号を生成する。ローラーポンプがストップすると、クラ
ッンプユニットは、中立位置に移動し、動脈ラインと塩
分含有溶液ラインの両方を開く。その後、主要溶液ライ
ンの水圧が塩分含有溶？ｆｌが動脈ラインをリンスさせ
る。動脈ラインをリンスする主要溶液ラインの体積は、
目視管理されるか、キーパッドで予め人力される。十分
にリンスされた後、クランプユニット１１８は、溶液ラ
イン１ｏ７を閉塞する。
トクリットが低下するときに、リンス工程は、完了する
。これは、光学素子対１２９，１３１により検知される
。濾過機が手動てリンスされると、オペレータは、静脈
ラインを観察し、そのラインが「ライトピンク」になっ
た時、リンスを中止する。このセンサーの光メーターは
、ヘマトクリットが３％以下になったときに、低電圧信
号を生成する。ローラーポンプがストップすると、クラ
ッンプユニットは、中立位置に移動し、動脈ラインと塩
分含有溶液ラインの両方を開く。その後、主要溶液ライ
ンの水圧が塩分含有溶？ｆｌが動脈ラインをリンスさせ
る。動脈ラインをリンスする主要溶液ラインの体積は、
目視管理されるか、キーパッドで予め人力される。十分
にリンスされた後、クランプユニット１１８は、溶液ラ
イン１ｏ７を閉塞する。
リンスプロセスの間、静脈チャネルは、静脈ライン１０
６の気泡をモニターし、気泡が患者の方に進行すると警
報を発する。動脈チャネルは、溶２８ 液が膜ユニットの方向に（血液方向ではなく）向くよう
に管理し、分配ユニット１０９の特有の機能を確保する
。
６の気泡をモニターし、気泡が患者の方に進行すると警
報を発する。動脈チャネルは、溶２８ 液が膜ユニットの方向に（血液方向ではなく）向くよう
に管理し、分配ユニット１０９の特有の機能を確保する
。
塊流の流速またはインターフェースの後端の速度は、忠
者の血ｌ＆の流速を表す。装置がその為に使用されるな
らば、インターフェースの後端エッジは、検知されるべ
き遷移である。
者の血ｌ＆の流速を表す。装置がその為に使用されるな
らば、インターフェースの後端エッジは、検知されるべ
き遷移である。
（発明の効果）
以上述べたように、本発明の装置によれば、患者の血液
の流速を安全に（気泡の患者への導入なしに）測定でき
る。
の流速を安全に（気泡の患者への導入なしに）測定でき
る。
上記の説明は、本発明の一実施例に関するもので、この
技術分野の当業者であれば、本発明の種々の変形例が考
え得るが、それらはいずれも本発明の技術的範囲の包含
される。
技術分野の当業者であれば、本発明の種々の変形例が考
え得るが、それらはいずれも本発明の技術的範囲の包含
される。
尚、特許請求の範囲に記載した参照番号は、発明の容易
なる理解の為で、その技術的範囲を制限するよう、解釈
されるべきではない。
なる理解の為で、その技術的範囲を制限するよう、解釈
されるべきではない。
第１図は、本発明の流量計装置を示す図、２９
第２図は、単一アクセス血液治療装置の１つの入流サイ
クルのおける測定された血液流速を示すカーブ、 第３図は、クランプユニットの斜視図、第４図は、クラ
ンプユニットの断面図、第５図は、検知ユニットの正面
図 第６図は、第５図の６−６断面図である。 出 願 人：アッシ メディカル ンステムインコーポ
レイティッド ３０ ＝１
クルのおける測定された血液流速を示すカーブ、 第３図は、クランプユニットの斜視図、第４図は、クラ
ンプユニットの断面図、第５図は、検知ユニットの正面
図 第６図は、第５図の６−６断面図である。 出 願 人：アッシ メディカル ンステムインコーポ
レイティッド ３０ ＝１
Claims (11)
- （１）第１流体とのインターフェースを形成するために
、第２流体の塊流を導管に分配する手段（１１２、１０
７、１１７）と、 導管に沿って移動するインターフェースの速度を、測定
点（１２４または１５６）で検知する手段（１１０）と
、 前記検知手段からの出力を利用する制御手段（１１１）
と、からなり、 検知手段により検知された流体量で流速を計算する ことを特徴とする流速測定装置。 - （２）分配手段は、第１測定点で、第１流体と第２流体
との間の後端インターフェースを生成するよう、機能し
、 検知手段は、後端インターフェースが第２測定点にある
時を指示する出力信号を生成するよう、機能し、 流体量は、第１測定点と第２測定点との間の体積である ことを特徴とする請求項１記載の装置。 - （３）分配手段は、後端インターフェースを生成する為
に、第１流体流が閉塞している間、第２流体の量を選択
的に管理するクランプ手段を有する ことを特徴とする請求項２記載の装置。 - （４）クランプ手段は、クランプ空洞（１２２）と、空
洞内のローラー手段（１１９）を動作させるモーター手
段（１２０）とを有し、 このローラー手段は、モーター手段に偏心して接続され
、第１流体（１１２）と第２流体（１０７）の供給に関
連して、分配手段の部品を選択的に圧縮する ことを特徴とする請求項３記載の装置。 - （５）検知手段は、チャネルからの光信号に応答して、
検知手段からの出力信号を生成する光検知手段と、所定
の強度を有する光信号をチャネル内に導入する発光手段
を有し、 チャネルからの光信号の強度の所定の変化は、インター
フェースが第２測定点にある時を指示する ことを特徴とする請求項２ないし４のいずれかに記載の
装置。 - （６）検知手段は、チャネルからの光信号に応答して、
流体内の気泡を指示する第２出力信号を生成する光検知
手段を有する ことを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の
装置。 - （７）制御手段は、インターフェースを生成した時によ
り開始し、出力信号により終了する時間間隔を決定する
タイマー手段（１３７）と、前記時間間隔に応答して、
所定のアルゴリズムと前記体積の指示を利用し、流速を
計算するプロセッサ手段とを有する ことを特徴とする請求項２ないし６のいずれかに記載の
装置。 - （８）制御手段は、複数の時間間隔を記憶するメモリー
手段を有し、 プロセッサ手段は、前記時間間隔に応答して、所定の第
２アルゴリズムと前記体積の指示を利用し、平均流速を
計算する ことを特徴とする請求項７に記載の装置。 - （９）前記チャネルから反射される光信号に応答して、
血液内の微粒子を指示する第３出力信号と血液の脈動流
を指示する第４出力信号とを生成する第２光検知機と、 血液の流速、気泡の量、微粒子、脈動流を表示するディ
スプレイと を更に有することを特徴とする請求項６に記載の装置。 - （１０）管内の第１測定点で血液と他の溶 液との間のインタフェースを生成し、 このインタフェースの生成時に第１指示を提供し、この
インタフェースの第２測定点通過時に第２指示を提供し
、第１測定点と第２測定点間の体積を指示し、この第１
指示と、第２指示と、前記体積と、所定のアルゴリズム
を用いて、血液の流速を決定する方法。 - （１１）複数のインタフェースと複数の指示を生成し、 この複数のインタフェースが第２測定点通過時に指示を
提供し、 各複数のインターフェースの複数の生成間隔と前記指示
を決定し、 前記体積と、複数の時間間隔と、第２のアルゴリズムを
用いて、平均流速を決定することを特徴とする請求項１
０記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US402073 | 1989-09-01 | ||
| US07/402,073 US4995268A (en) | 1989-09-01 | 1989-09-01 | Method and apparatus for determining a rate of flow of blood for an extracorporeal blood therapy instrument |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0396816A true JPH0396816A (ja) | 1991-04-22 |
Family
ID=23590403
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2228477A Pending JPH0396816A (ja) | 1989-09-01 | 1990-08-31 | 流速測定装置とその方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4995268A (ja) |
| EP (1) | EP0416808A1 (ja) |
| JP (1) | JPH0396816A (ja) |
| CA (1) | CA2022961A1 (ja) |
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