JPH05212108A - 血液成分分離装置 - Google Patents
血液成分分離装置Info
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- JPH05212108A JPH05212108A JP4232716A JP23271692A JPH05212108A JP H05212108 A JPH05212108 A JP H05212108A JP 4232716 A JP4232716 A JP 4232716A JP 23271692 A JP23271692 A JP 23271692A JP H05212108 A JPH05212108 A JP H05212108A
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】 送血される血液のヘマトクリット値の変動に
かかわらず浄化される濃縮血球のヘマトクリット値を一
定に制御できる分離装置を提供する。 【構成】 血液成分分離器１０へ血液を送り込む送血管
１２に、血液流量，赤血球成分流量等を計測するセンサ
ー１８を設け、これらのセンサー出力に基づきヘマトク
リット値を算出し、ヘマトクリット値と血液流量の間の
関係式を用いて、このヘマトクリット値が一定となるよ
うに血液流量を調節する。
かかわらず浄化される濃縮血球のヘマトクリット値を一
定に制御できる分離装置を提供する。 【構成】 血液成分分離器１０へ血液を送り込む送血管
１２に、血液流量，赤血球成分流量等を計測するセンサ
ー１８を設け、これらのセンサー出力に基づきヘマトク
リット値を算出し、ヘマトクリット値と血液流量の間の
関係式を用いて、このヘマトクリット値が一定となるよ
うに血液流量を調節する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、ｉｎ ｖｉｖｏ（生体
内）血液浄化の範囲において、分離されるべき血液の流
量を調節して送血することが可能なポンプを備えた送血
管、および少なくとも赤血球分画および血球分の少ない
血漿を別々に搬送するための送り出し管、並びにそれを
通して少なくとも１種の血液成分を給血者／患者に返血
することのできる返血管を具備した分離器と、そして送
血された血液のヘマトクリット値を表すシグナル（ヘマ
トクリットシグナル）が接続されている調節部を備えた
血液成分分離装置に関する。
内）血液浄化の範囲において、分離されるべき血液の流
量を調節して送血することが可能なポンプを備えた送血
管、および少なくとも赤血球分画および血球分の少ない
血漿を別々に搬送するための送り出し管、並びにそれを
通して少なくとも１種の血液成分を給血者／患者に返血
することのできる返血管を具備した分離器と、そして送
血された血液のヘマトクリット値を表すシグナル（ヘマ
トクリットシグナル）が接続されている調節部を備えた
血液成分分離装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】特に術中血液浄化において使用されるこ
の種の分離装置は、ＵＳ−ＰＳ ３９５７ １９７によ
って既知である。この既知の例においては、ヘマトクリ
ットシグナルが制御段へ接続され、それによって全血の
ヘマトクリット値（末梢血の容積に赤血球が占める割
合、容積率）が一定値に保たれる。これに加えて送血管
中の全血のヘマトクリット値（実際値）が測定され、目
標値と比較される。測定されたヘマトクリット値が目標
値を越えている場合、ヘマトクリット値は送血管に付属
する正確に配量できるポンプを通して分離された血漿分
画が適切な送り出し管から添加されることによって設定
値に調節される。この方法を用いると血漿流量対赤血球
流量の比率を一定の限定値に調節することができ、さら
により大きな血液保存における血球回収に関して分離装
置の効率改善を達成することができる。
の種の分離装置は、ＵＳ−ＰＳ ３９５７ １９７によ
って既知である。この既知の例においては、ヘマトクリ
ットシグナルが制御段へ接続され、それによって全血の
ヘマトクリット値（末梢血の容積に赤血球が占める割
合、容積率）が一定値に保たれる。これに加えて送血管
中の全血のヘマトクリット値（実際値）が測定され、目
標値と比較される。測定されたヘマトクリット値が目標
値を越えている場合、ヘマトクリット値は送血管に付属
する正確に配量できるポンプを通して分離された血漿分
画が適切な送り出し管から添加されることによって設定
値に調節される。この方法を用いると血漿流量対赤血球
流量の比率を一定の限定値に調節することができ、さら
により大きな血液保存における血球回収に関して分離装
置の効率改善を達成することができる。
【０００３】血液回収およびより大きな血液保存におい
て効率改善が得られた装置は、ＤＥ３４ １０ ２８６
Ａ１（同様にＥＰ ０ １５５ ６８４ Ａ２）にも
由来する。ＤＥ ３４ １０ ２８６ Ａ１は、それを
用いると遠心分離器に送血された全血のヘマトクリット
値が血漿返送によって、遠心分離器が最上の分離効率を
達成する望ましい低い範囲（例、２５％）に調節される
装置について明記している。この遠心分離器は、全血に
おける赤血球の初期値が２５％である場合に一定の初期
流量および一定の回転数で血液を最も速く分離する。つ
まり、濃縮赤血球、即ち赤血球分画のヘマトクリットの
最終値（例、７０％）が最高に速く達成される。この理
由から、遠心分離において回収される血漿が供給され、
それによってこの血液が希釈される。
て効率改善が得られた装置は、ＤＥ３４ １０ ２８６
Ａ１（同様にＥＰ ０ １５５ ６８４ Ａ２）にも
由来する。ＤＥ ３４ １０ ２８６ Ａ１は、それを
用いると遠心分離器に送血された全血のヘマトクリット
値が血漿返送によって、遠心分離器が最上の分離効率を
達成する望ましい低い範囲（例、２５％）に調節される
装置について明記している。この遠心分離器は、全血に
おける赤血球の初期値が２５％である場合に一定の初期
流量および一定の回転数で血液を最も速く分離する。つ
まり、濃縮赤血球、即ち赤血球分画のヘマトクリットの
最終値（例、７０％）が最高に速く達成される。この理
由から、遠心分離において回収される血漿が供給され、
それによってこの血液が希釈される。
【０００４】送血された全血のヘマトクリット値を一定
値に調節することに関する適切な技術の状態は、Ｂ．
Ｊ．Ｖａｎ Ｗｉｅ ａｎｄ Ｓ．Ｓ．Ｓｏｆｅｒの論
文「血球の連続遠心分離処理へのリサイクルの効果、国
際人工臓器雑誌、１９８５年第８巻第１号第４３〜４８
頁」によって既知である。
値に調節することに関する適切な技術の状態は、Ｂ．
Ｊ．Ｖａｎ Ｗｉｅ ａｎｄ Ｓ．Ｓ．Ｓｏｆｅｒの論
文「血球の連続遠心分離処理へのリサイクルの効果、国
際人工臓器雑誌、１９８５年第８巻第１号第４３〜４８
頁」によって既知である。
【０００５】だが一定の医学的適用例、特に術中血液浄
化においては、分離装置に送血される全血のヘマトクリ
ット値は制御技術によって影響を与えることができない
程、広くばらつきがある、つまり強度に相違するという
前提から出発しなければならない。この場合には既知の
装置を使用することはできない。
化においては、分離装置に送血される全血のヘマトクリ
ット値は制御技術によって影響を与えることができない
程、広くばらつきがある、つまり強度に相違するという
前提から出発しなければならない。この場合には既知の
装置を使用することはできない。
【０００６】流入する血液のヘマトクリット値は遠心分
離器における血液の血球成分の沈降に関して重大な役割
を果たすが、それは沈降は血球の大きさ、密度および形
状以外にヘマトクリット値に依存するためである。その
結果、大きく相違するヘマトクリット値を示す流入する
血液は遠心分離器における同一の滞留時間では様々に強
度に濃縮された血球分画に分離されることになる。
離器における血液の血球成分の沈降に関して重大な役割
を果たすが、それは沈降は血球の大きさ、密度および形
状以外にヘマトクリット値に依存するためである。その
結果、大きく相違するヘマトクリット値を示す流入する
血液は遠心分離器における同一の滞留時間では様々に強
度に濃縮された血球分画に分離されることになる。
【０００７】１２０ml／min の一定血流量における血液
のヘマトクリット値（ＨｋB 、％）と赤血球分画のヘマ
トクリット値（ＨｋEK、％）の関係は図１に明示されて
いる。ＨｋB が増大すると、ＨｋEKが低下する。
のヘマトクリット値（ＨｋB 、％）と赤血球分画のヘマ
トクリット値（ＨｋEK、％）の関係は図１に明示されて
いる。ＨｋB が増大すると、ＨｋEKが低下する。
【０００８】他の分離装置、特に同様に使用できる濾過
システムにおいても同様の状況である。
システムにおいても同様の状況である。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】図１に明示した依存性
は、十分な処理時間を実現でき、場合によってはかなり
低い分離効率も我慢できるような血球分離器の典型的適
用例においては特に重要ではない。さらに、給血者の血
液の初期ヘマトクリット値が平均してほんの僅かな変動
しか示さない場合にもこれに関する影響は無視すること
ができる。
は、十分な処理時間を実現でき、場合によってはかなり
低い分離効率も我慢できるような血球分離器の典型的適
用例においては特に重要ではない。さらに、給血者の血
液の初期ヘマトクリット値が平均してほんの僅かな変動
しか示さない場合にもこれに関する影響は無視すること
ができる。
【００１０】しかし、特に血漿分離方法および洗浄方法
における、特に術中自己血輸血の領域においては事情が
違ってくる。この場合はヘマトクリット値が重大な役割
を果たす。
における、特に術中自己血輸血の領域においては事情が
違ってくる。この場合はヘマトクリット値が重大な役割
を果たす。
【００１１】術中に生じる、手術野で吸引されて血液リ
ザーバーに中継保管される血液は、手術の種類、患者の
ヘマトクリット値、手術野に投入された洗浄溶液の量、
注入された容積膨張剤の量、患者の血液損失量、供給さ
れた抗凝結剤の量あるいは例えば組織から洗い流された
液体の量に依存して、非常に相違するヘマトクリット値
を示す。これは１０〜４０％の範囲内にあって、術中に
随意に変化し得る。
ザーバーに中継保管される血液は、手術の種類、患者の
ヘマトクリット値、手術野に投入された洗浄溶液の量、
注入された容積膨張剤の量、患者の血液損失量、供給さ
れた抗凝結剤の量あるいは例えば組織から洗い流された
液体の量に依存して、非常に相違するヘマトクリット値
を示す。これは１０〜４０％の範囲内にあって、術中に
随意に変化し得る。
【００１２】男性の標準値は容積百分率４６％、女性の
標準値は容積百分率４０％である。現在一般的に行われ
ている浄化方法はヘマトクリット値のこの変動を顧慮し
ておらず、通例は一定の予め設定された遠心分離器への
血液搬送速度で作動している。これは次のような結果を
もたらす。
標準値は容積百分率４０％である。現在一般的に行われ
ている浄化方法はヘマトクリット値のこの変動を顧慮し
ておらず、通例は一定の予め設定された遠心分離器への
血液搬送速度で作動している。これは次のような結果を
もたらす。
【００１３】１．産生される濃縮赤血球のヘマトクリッ
ト値が大きく変動する。 ２．洗浄されるべき、濃縮血球中に残っている残留血漿
と供給される洗浄溶液の容積比率によって決定される血
漿洗浄速度が非常に大きく変動する。 ３．分離装置の沈降能力を最高に利用することができな
い。 さらに、再輸血される濃縮赤血球量を通して再輸血され
る赤血球量を正確に文書記録するためには、産生された
濃縮赤血球のヘマトクリット値が一定であることが不可
欠である。できる限り高速の血液浄化速度および一定の
洗浄速度で作動することが望ましい。
ト値が大きく変動する。 ２．洗浄されるべき、濃縮血球中に残っている残留血漿
と供給される洗浄溶液の容積比率によって決定される血
漿洗浄速度が非常に大きく変動する。 ３．分離装置の沈降能力を最高に利用することができな
い。 さらに、再輸血される濃縮赤血球量を通して再輸血され
る赤血球量を正確に文書記録するためには、産生された
濃縮赤血球のヘマトクリット値が一定であることが不可
欠である。できる限り高速の血液浄化速度および一定の
洗浄速度で作動することが望ましい。
【００１４】本発明は、最初に述べた分離装置を出発点
として、送血される血液のヘマトクリット値が強度に変
動するにもかかわらず浄化される濃縮血球のヘマトクリ
ット値が一定であることを達成できるように制御配置を
発達させるという課題に基づいている。さらなる目的
は、一定の洗浄速度および血液搬送量の最適化の為に使
用される分離装置の沈降性能を最高に利用することにあ
る。
として、送血される血液のヘマトクリット値が強度に変
動するにもかかわらず浄化される濃縮血球のヘマトクリ
ット値が一定であることを達成できるように制御配置を
発達させるという課題に基づいている。さらなる目的
は、一定の洗浄速度および血液搬送量の最適化の為に使
用される分離装置の沈降性能を最高に利用することにあ
る。
【００１５】
【課題を解決するための手段】この課題の解決は、本発
明に従って調節部が入力側にはヘマトクリットシグナル
が送り込まれ出力側は送血管に付属するポンプ（１６）
に結び付いている制御段を備え、そして該制御段の機能
は、返血される赤血球分画のヘマトクリット値が一定値
となるようにポンプ（１６）を通って分離器の中に流入
する血流量を調節する調節シグナルを制御段の出力側で
ヘマトクリットシグナルの大きさに依存して、決定する
ことであることによって達成される。
明に従って調節部が入力側にはヘマトクリットシグナル
が送り込まれ出力側は送血管に付属するポンプ（１６）
に結び付いている制御段を備え、そして該制御段の機能
は、返血される赤血球分画のヘマトクリット値が一定値
となるようにポンプ（１６）を通って分離器の中に流入
する血流量を調節する調節シグナルを制御段の出力側で
ヘマトクリットシグナルの大きさに依存して、決定する
ことであることによって達成される。
【００１６】本発明は、血流量の制御そしてそれととも
に分離時間が変わることによって、送血される血液のヘ
マトクリット値に広くばらつきがある−術中自己血輸血
の領域においては約１０〜４０％の範囲の変動が生じる
−にもかかわらず、濃縮血球の一定のヘマトクリット値
が達成できるという長所がある。この場合、分離時間は
最適に短い。つまりこのシステムの性能は同時に浄化能
力に関して最高に能率化されている。
に分離時間が変わることによって、送血される血液のヘ
マトクリット値に広くばらつきがある−術中自己血輸血
の領域においては約１０〜４０％の範囲の変動が生じる
−にもかかわらず、濃縮血球の一定のヘマトクリット値
が達成できるという長所がある。この場合、分離時間は
最適に短い。つまりこのシステムの性能は同時に浄化能
力に関して最高に能率化されている。
【００１７】本発明の形態は特許請求の範囲のサブクレ
イムに明記されている。
イムに明記されている。
【００１８】
【実施例】各実施例は血液遠心分離器の形式の分離器に
関する。だが、例えば濾過システムのような血球を液体
から分離するその他の分離器も使用できる。
関する。だが、例えば濾過システムのような血球を液体
から分離するその他の分離器も使用できる。
【００１９】以下において血液のことを言うときは、全
て共通に血球含有懸濁液、さらに血液／溶液混合物でも
あると解されたい。
て共通に血球含有懸濁液、さらに血液／溶液混合物でも
あると解されたい。
【００２０】図１は、１２０ml／min の設定血流量ＶB
における分離されるべき血液のヘマトクリット値Ｈｋと
濃縮血球のヘマトクリット値Ｅｋとの間の関係を示して
いる。図から、遠心分離器における滞留時間が同一の場
合、即ち一定の搬送速度においては、異なるヘマトクリ
ット値の血液は異なる強度に濃縮された赤血球分画Ｅｋ
に分離される。ＨｋB 値が高ければ高いほどＨｋEk値は
小さくなる。図１は、現行技術の状態から既知である状
況を示している。
における分離されるべき血液のヘマトクリット値Ｈｋと
濃縮血球のヘマトクリット値Ｅｋとの間の関係を示して
いる。図から、遠心分離器における滞留時間が同一の場
合、即ち一定の搬送速度においては、異なるヘマトクリ
ット値の血液は異なる強度に濃縮された赤血球分画Ｅｋ
に分離される。ＨｋB 値が高ければ高いほどＨｋEk値は
小さくなる。図１は、現行技術の状態から既知である状
況を示している。
【００２１】図２は、血液源１４に存在する分離ないし
は浄化されるべき血液を送血するための送血管１２を備
える、分離器としての遠心分離器１０を示している。こ
の送血管には、回転数を調節でき、それによって血流量
を変化させることができる血液ポンプ１６、並びにこの
ポンプの上流にヘマトクリット・センサー１８が連結さ
れている。このセンサー１８を用いて送血された血液の
ヘマトクリット値ＨｋB が、例えば光電的あるいは伝導
率測定法を用いる既知の方法で得られる。その他の構成
要素１０から１６もまた既知の部材グループであるの
で、この部材グループの詳細な説明は不必要であると考
える。
は浄化されるべき血液を送血するための送血管１２を備
える、分離器としての遠心分離器１０を示している。こ
の送血管には、回転数を調節でき、それによって血流量
を変化させることができる血液ポンプ１６、並びにこの
ポンプの上流にヘマトクリット・センサー１８が連結さ
れている。このセンサー１８を用いて送血された血液の
ヘマトクリット値ＨｋB が、例えば光電的あるいは伝導
率測定法を用いる既知の方法で得られる。その他の構成
要素１０から１６もまた既知の部材グループであるの
で、この部材グループの詳細な説明は不必要であると考
える。
【００２２】遠心分離器１０はさらに、血液成分を別々
に搬送するための送り出し管２０および２２を備えてい
るが、その際、図２では赤血球分画および血球が少ない
血漿の２種の血液成分のみが付属容器２４および２６に
収集されている。図２では分かりやすく一目瞭然となる
ように、例えばｉｎ ｖｉｖｏ採血および送り出し管に
付属する通常のポンプ等の分離システムのその他全ての
通常の構成要素も省略されている。患者／給血者への濃
縮赤血球の返血管は図２に従って２７と番号付けされて
いる。
に搬送するための送り出し管２０および２２を備えてい
るが、その際、図２では赤血球分画および血球が少ない
血漿の２種の血液成分のみが付属容器２４および２６に
収集されている。図２では分かりやすく一目瞭然となる
ように、例えばｉｎ ｖｉｖｏ採血および送り出し管に
付属する通常のポンプ等の分離システムのその他全ての
通常の構成要素も省略されている。患者／給血者への濃
縮赤血球の返血管は図２に従って２７と番号付けされて
いる。
【００２３】図２はさらに、その入口に送血された血液
のヘマトクリット値を表すシグナルであるヘマトクリッ
トシグナルＨｋB が導線３０を通して送り込まれ、その
出口に血液ポンプ１６でのポンプ速度にしたがって血流
量ＶB の調節装置３４が導線３２を通して結び付けられ
ている制御段２８が示されている。
のヘマトクリット値を表すシグナルであるヘマトクリッ
トシグナルＨｋB が導線３０を通して送り込まれ、その
出口に血液ポンプ１６でのポンプ速度にしたがって血流
量ＶB の調節装置３４が導線３２を通して結び付けられ
ている制御段２８が示されている。
【００２４】この制御段２８は既知のアナログ制御回路
から組み立てることができる。これは好ましくはマイク
ロプロセッサーによって構成される。その際制御段２８
の伝送機能は、ヘマトクリット値がそのつどの分離室に
典型的な時間的遅延、ここではその患者に返血される赤
血球分画を考慮に入れて一定の数値を持つように、遠心
分離器１０への血液の流速を調節する調節シグナルＶB
を制御段２８の出口で、入力シグナルＨｋB の大きさに
依存して、決定することである。制御段２８における伝
送機能ＶB ＝ｆ（ＨｋB ）の設定は、経験あるいは計算
によって得られた特性線図に基づいて行われる。
から組み立てることができる。これは好ましくはマイク
ロプロセッサーによって構成される。その際制御段２８
の伝送機能は、ヘマトクリット値がそのつどの分離室に
典型的な時間的遅延、ここではその患者に返血される赤
血球分画を考慮に入れて一定の数値を持つように、遠心
分離器１０への血液の流速を調節する調節シグナルＶB
を制御段２８の出口で、入力シグナルＨｋB の大きさに
依存して、決定することである。制御段２８における伝
送機能ＶB ＝ｆ（ＨｋB ）の設定は、経験あるいは計算
によって得られた特性線図に基づいて行われる。
【００２５】図３は、赤血球分画のヘマトクリット値Ｈ
ｋEkが一定値７５％である場合の、入力ヘマトクリット
値ＨｋB と血流量ＶB の関係を示す特性線図の例を明示
している。測定された各ＨｋB に対して設定されたＨｋ
Ekが達成される数値ＶB が得られる。ヘマトクリット値
ＨｋB の連続測定を行う図３に従ったこの方法は、特に
連続的および間欠的方法で遠心分離する場合（血液貫流
遠心分離ないしはバッチ方法）に使用するために適して
いる。
ｋEkが一定値７５％である場合の、入力ヘマトクリット
値ＨｋB と血流量ＶB の関係を示す特性線図の例を明示
している。測定された各ＨｋB に対して設定されたＨｋ
Ekが達成される数値ＶB が得られる。ヘマトクリット値
ＨｋB の連続測定を行う図３に従ったこの方法は、特に
連続的および間欠的方法で遠心分離する場合（血液貫流
遠心分離ないしはバッチ方法）に使用するために適して
いる。
【００２６】図２に従った装置では、血液は直接かつ連
続的に測定される。図４は、ヘマトクリット測定が間接
的に行われる本発明に従った装置の別の形態を示してい
る。この実施方法は特に、分離室へ流入する部分流と分
離室から流出する部分流（血液、血漿、洗浄溶液、濃縮
赤血球）のバランスをとるための装置を備えた血液貫流
遠心分離器において特に使用できる。
続的に測定される。図４は、ヘマトクリット測定が間接
的に行われる本発明に従った装置の別の形態を示してい
る。この実施方法は特に、分離室へ流入する部分流と分
離室から流出する部分流（血液、血漿、洗浄溶液、濃縮
赤血球）のバランスをとるための装置を備えた血液貫流
遠心分離器において特に使用できる。
【００２７】この場合のヘマトクリット値測定は、分離
室へ流入する血流量および濃縮赤血球流量ないしは分離
室から流出する血漿流量から次の２つの公式に従って計
算による近似方法で行われる。
室へ流入する血流量および濃縮赤血球流量ないしは分離
室から流出する血漿流量から次の２つの公式に従って計
算による近似方法で行われる。
【００２８】ａ）ＨｋB ＝Ｋ×（ＶEK／ＶB ） あるいは、 ｂ）ＨｋB ＝Ｋ×（ＶB −ＶPLS ）／ＶB ここに、 ＨｋB ＝血液のＨｋ値 Ｋ ＝定数 ＶEK ＝濃縮赤血球流量 ＶB ＝血流量 ＶPLS ＝血漿流量 定数Ｋは、望ましい、図３に従った特性線図に典型的な
濃縮赤血球のヘマトクリット値、例えば７５％の数値
（目標ヘマトクリット値）に相応する。図４には、代替
の形態ａ）が明示されている。図２の装置の構成部分に
一致する図４の装置の部分は全て同一の参照番号が付け
られている。
濃縮赤血球のヘマトクリット値、例えば７５％の数値
（目標ヘマトクリット値）に相応する。図４には、代替
の形態ａ）が明示されている。図２の装置の構成部分に
一致する図４の装置の部分は全て同一の参照番号が付け
られている。
【００２９】追加して明示されているのは、赤血球分画
の送り出し管２０に付属するポンプ４０、濃縮赤血球流
量に該当する測定値（ＶEK実際値）を得るためのセンサ
ー４２および遠心分離器１０へ流入する血流量の数値に
該当する測定値（ＶB 実際値）を得るためのセンサー４
４である。その際、センサー４２は導線４６を通してＥ
Ｋポンプ４０と、そしてセンサー４４は導線４８を通し
て血液ポンプ１６と接続されている。
の送り出し管２０に付属するポンプ４０、濃縮赤血球流
量に該当する測定値（ＶEK実際値）を得るためのセンサ
ー４２および遠心分離器１０へ流入する血流量の数値に
該当する測定値（ＶB 実際値）を得るためのセンサー４
４である。その際、センサー４２は導線４６を通してＥ
Ｋポンプ４０と、そしてセンサー４４は導線４８を通し
て血液ポンプ１６と接続されている。
【００３０】制御段２８′は、図２の制御段２８に対し
て拡張されている。制御段２８′ではヘマトクリットシ
グナルＨｋB はすぐに決定されるのではなく、他の接続
段で初めて作り出される。制御段２８′がマイクロプロ
セッサーによって構成される場合には、２８と２８′の
相違はハードウェアによって生じるのではなく、プログ
ラムに現れる。従って図２における制御段２８および図
４における２８′の囲い枠は機能的枠と見なすべきで、
ハウジング内壁と見なすべきではない。
て拡張されている。制御段２８′ではヘマトクリットシ
グナルＨｋB はすぐに決定されるのではなく、他の接続
段で初めて作り出される。制御段２８′がマイクロプロ
セッサーによって構成される場合には、２８と２８′の
相違はハードウェアによって生じるのではなく、プログ
ラムに現れる。従って図２における制御段２８および図
４における２８′の囲い枠は機能的枠と見なすべきで、
ハウジング内壁と見なすべきではない。
【００３１】血液ポンプ１６での血流量の調節は、送血
された血液におけるヘマトクリットの全領域を通して例
えば７５±１０％の濃縮赤血球の平均ヘマトクリット値
を保証する設定値ＶB を出発点として行われる。その際
制御段２８′の出力側は導線５０を通して血液ポンプ１
６の入力側と結び付き、これにより調節されるべき数値
であるＶB 目標値が管理される。
された血液におけるヘマトクリットの全領域を通して例
えば７５±１０％の濃縮赤血球の平均ヘマトクリット値
を保証する設定値ＶB を出発点として行われる。その際
制御段２８′の出力側は導線５０を通して血液ポンプ１
６の入力側と結び付き、これにより調節されるべき数値
であるＶB 目標値が管理される。
【００３２】平衡状態の調節後、数値ＶEKの測定ないし
は送血された血液のヘマトクリット値の算定および血流
量の適切な適応が行われる。このような平衡状態は、例
えば送血された血液のヘマトクリット値に対応する血流
量，濃縮赤血球流量，血漿流量の比率であり、それとと
もに遠心分離器が一定の充填状態にあることを特徴とす
る。
は送血された血液のヘマトクリット値の算定および血流
量の適切な適応が行われる。このような平衡状態は、例
えば送血された血液のヘマトクリット値に対応する血流
量，濃縮赤血球流量，血漿流量の比率であり、それとと
もに遠心分離器が一定の充填状態にあることを特徴とす
る。
【００３３】算出されたヘマトクリット値と実際のヘマ
トクリット値との偏差は、実際に調節された血流量ＶB
実際値と図３に従って調節されるべき血流量Ｖ血液との
差に依存する。一定のヘマトクリット値への血流量の段
階的適合によって、調節された血流量と調節されるべき
血流量との相違が避けられ、それによってヘマトクリッ
ト値算定の誤差も避けられる。これはヘマトクリット対
応血流量調節の下記の例からも分かる。
トクリット値との偏差は、実際に調節された血流量ＶB
実際値と図３に従って調節されるべき血流量Ｖ血液との
差に依存する。一定のヘマトクリット値への血流量の段
階的適合によって、調節された血流量と調節されるべき
血流量との相違が避けられ、それによってヘマトクリッ
ト値算定の誤差も避けられる。これはヘマトクリット対
応血流量調節の下記の例からも分かる。
【００３４】周辺条件： −濃縮赤血球の望ましいヘマトクリット値ＨｋEK＝７５
％ −高いＨｋB 領域においても７０％以上のＨｋEKを可能
にする最高血流量ＶB ＝１２０ml／min −ＨｋB ＝２０％の浄化されるべき血液 −２，０００／Ｕmin における分離室ＰＬ１調節過程 （第１計算例）：始動条件 ：前もって設定された血流ＶB ＝１２０ml／mi
n はＨｋEK＝８３％の２９ml／min の濃縮赤血球流量Ｖ
EKを導く。
％ −高いＨｋB 領域においても７０％以上のＨｋEKを可能
にする最高血流量ＶB ＝１２０ml／min −ＨｋB ＝２０％の浄化されるべき血液 −２，０００／Ｕmin における分離室ＰＬ１調節過程 （第１計算例）：始動条件 ：前もって設定された血流ＶB ＝１２０ml／mi
n はＨｋEK＝８３％の２９ml／min の濃縮赤血球流量Ｖ
EKを導く。
【００３５】第１調節段階： 計算されたＨｋB ＝（２９／１２０）×７５＝１８．２
％ 図３に従ってのＶB （１８．２）の調節＝２２０ml／mi
n → ＨｋEK＝７２％における濃縮赤血球流量ＶEK＝６０
ml／min
％ 図３に従ってのＶB （１８．２）の調節＝２２０ml／mi
n → ＨｋEK＝７２％における濃縮赤血球流量ＶEK＝６０
ml／min
【００３６】第２調節段階： 新たに計算されたＨｋB ＝（６０／２２０）×７５＝２
０．５％ 図３に従ってのＶB （２０．５）の調節＝２００ml／mi
n → ＨｋEK＝７５％における濃縮赤血球流量ＶEK＝５６
ml／min
０．５％ 図３に従ってのＶB （２０．５）の調節＝２００ml／mi
n → ＨｋEK＝７５％における濃縮赤血球流量ＶEK＝５６
ml／min
【００３７】図４による本発明に従っての制御において
は、最高濃縮赤血球流量における７５％の望ましいＨｋ
EKの自動調節が行われる。非制御システムは、始動条件
として挙げた条件下に留まり、２９ml／min の濃縮赤血
球流量におけるＨｋEK＝８３％の濃縮赤血球を産生し
た。上述のヘマトクリット対応血流量調節の代わりに血
流量の濃縮赤血球（ＥＫ）流量対応調節も可能である
が、これはヘマトクリットが方程式ＶEK＝ｆ（ＨｋB ）
に従って濃縮赤血球流量ＶEKで表すことができるためで
ある。以下に示す計算例はＥＫ流量対応血流量調節を明
らかにするものである：
は、最高濃縮赤血球流量における７５％の望ましいＨｋ
EKの自動調節が行われる。非制御システムは、始動条件
として挙げた条件下に留まり、２９ml／min の濃縮赤血
球流量におけるＨｋEK＝８３％の濃縮赤血球を産生し
た。上述のヘマトクリット対応血流量調節の代わりに血
流量の濃縮赤血球（ＥＫ）流量対応調節も可能である
が、これはヘマトクリットが方程式ＶEK＝ｆ（ＨｋB ）
に従って濃縮赤血球流量ＶEKで表すことができるためで
ある。以下に示す計算例はＥＫ流量対応血流量調節を明
らかにするものである：
【００３８】第２計算例：始動条件 ：目標ＥＫ流量＝５６ml／min （＝ＶEK目標
値）（ＨｋEK＝７５％） 前もって調節された血流量ＶB ＝１２０ml／min はＶEK
が２９ml／min となることを導く。（ＨｋEK＝８３％）
値）（ＨｋEK＝７５％） 前もって調節された血流量ＶB ＝１２０ml／min はＶEK
が２９ml／min となることを導く。（ＨｋEK＝８３％）
【００３９】第１調節段階： ＶEK目標値／ＶEK実際値＝（５６ml／min ）／（２９ml
／min ）＝１．９３ 調節ＶB 目標値＝ＶB 実際値・１．９３＝１２０ml／mi
n ・１．９３＝２３２ml／min
／min ）＝１．９３ 調節ＶB 目標値＝ＶB 実際値・１．９３＝１２０ml／mi
n ・１．９３＝２３２ml／min
【００４０】第２調節段階： ＶB ＝２３２ml／min はＶEK実際値＝６５ml／min をも
たらす（ＨｋEK＝７０％）。 ＶEK目標値／ＶEK実際値＝（５６ml／min ）／（６５ml
／min ）＝０．８６ 調節ＶB 目標値＝ＶB 実際値・０．８６＝２３２ml／mi
n ・０．８６＝２００ml／min ２００ml／min の（ＶB 目標値）はＶEK＝５６ml／min
をもたらす（ＨｋEK＝７５％）。
たらす（ＨｋEK＝７０％）。 ＶEK目標値／ＶEK実際値＝（５６ml／min ）／（６５ml
／min ）＝０．８６ 調節ＶB 目標値＝ＶB 実際値・０．８６＝２３２ml／mi
n ・０．８６＝２００ml／min ２００ml／min の（ＶB 目標値）はＶEK＝５６ml／min
をもたらす（ＨｋEK＝７５％）。
【００４１】次に挙げる表には、制御システムおよび非
制御システムにおける流入する血液の１０〜４０％のヘ
マトクリット値に対するＶEK値およびＨｋEK値が相互に
比較できるように示されている。
制御システムにおける流入する血液の１０〜４０％のヘ
マトクリット値に対するＶEK値およびＨｋEK値が相互に
比較できるように示されている。
【００４２】
【表１】
【００４３】制御システムの場合は７５％の一定値であ
るのに対して、非制御システムの場合は７３〜９０％と
濃縮赤血球のヘマトクリット値ＨｋEKの望ましくない変
動幅を有することが明らかである。
るのに対して、非制御システムの場合は７３〜９０％と
濃縮赤血球のヘマトクリット値ＨｋEKの望ましくない変
動幅を有することが明らかである。
【００４４】本発明はここに明示した実施例に限定され
ておらず、むしろ本発明の範囲内において多様な変更可
能性および修正可能性を有する。
ておらず、むしろ本発明の範囲内において多様な変更可
能性および修正可能性を有する。
【図１】一定流用における赤血球分画Ｅｋのヘマトクリ
ット値Ｈｋの送血される血液のヘマトクリット値Ｈｋへ
の依存性を示すグラフである。
ット値Ｈｋの送血される血液のヘマトクリット値Ｈｋへ
の依存性を示すグラフである。
【図２】発明に従った分離装置のブロック線図である。
【図３】血球分画のヘマトクリット値が一定の場合に分
離されるべき血液のヘマトクリット値の血流量への依存
性を示すグラフである。
離されるべき血液のヘマトクリット値の血流量への依存
性を示すグラフである。
【図４】本発明に従った分離装置のその他の実施例のブ
ロック線図である。
ロック線図である。
Claims (9)
- 【請求項１】 分離されるべき血液の流量を調節して送
血することが可能なポンプ（１６）を備えた送血管（１
２）、および少なくとも赤血球分画および血球の少ない
血漿を別々に搬送するための送り出し管（２０、２２）
並びにそれを通して少なくとも１種の血液成分を給血者
／患者に返血することのできる返血管（２７）を具備し
た分離器（１０）と、送血された血液のヘマトクリット
値を表すシグナル（ヘマトクリットシグナル）が接続さ
れている調節部を備えた血液成分分離装置において、該
調節部が、入力側（３０）にヘマトクリットシグナルが
送り込まれ出力側（３２）は送血管（１２）に付属する
ポンプ（１６）と結び付いている制御段（２８、２
８′）を備え、該制御段の機能は、返血される赤血球分
画のヘマトクリット値が一定値となるようにポンプ（１
６）を通って分離器（１０）に流入する血流量を調節す
る調節シグナルを制御段（２８）の出力側でヘマトクリ
ットシグナル（３４）の大きさに依存して、決定するこ
とであることを特徴とする、血液成分分離装置。 - 【請求項２】 分離されるべき血液のヘマトクリット値
の連続的測定のためにヘマトクリットシグナルを発する
センサー（１８）が送血管（１２）中に組み入れられて
いることを特徴とする請求項１記載の血液成分分離装
置。 - 【請求項３】 分離器（１０）への血液流量についての
シグナルを誘導するためのセンサー（４４）および分離
器（１０）の出口側に赤血球分画流量を測定するための
センサー（４２）あるいは血漿分画流量を測定するため
のセンサーが組み入れられていることと、制御段（２
８′）の前段に、上記流量シグナルが伝えられそれに基
づき分離されるべき血液のヘマトクリット値を計算する
計算段が組み入れられていることを特徴とする請求項１
記載の血液成分分離装置。 - 【請求項４】 上記計算段におけるヘマトクリット値の
算定が下記の関係に従って行われることを特徴とする請
求項３記載の血液成分分離装置： ＨｋB ＝Ｋ×（ＶEK／ＶB ） ここに、 ＨｋB ＝血液のＨｋ値 Ｋ ＝定数（目標ヘマトクリット） ＶEK ＝濃縮赤血球流量 ＶB ＝血流量 - 【請求項５】 計算段におけるヘマトクリット値の算定
が下記の関係に従って行われることを特徴とする請求項
３記載の血液成分分離装置： ＨｋB ＝Ｋ×（ＶB −ＶPLS ）／ＶB ここに、 ＨｋB ＝血液のＨｋ値 Ｋ ＝定数（目標ヘマトクリット） ＶB ＝血流量 ＶPLS ＝血漿流量 - 【請求項６】 計算段におけるヘマトクリット値決定お
よび血流量の適応が近似方法に従って反復的に行われる
ことを特徴とする請求項３〜５記載の血液成分分離装
置。 - 【請求項７】 血流量の適応のための調節段がヘマトク
リット対応あるいはその代わりに濃縮赤血球流量対応で
あることを特徴とする請求項６記載の血液成分分離装
置。 - 【請求項８】 計算段を含めた制御段（２８′）がマイ
クロプロセッサーによって構成されることを特徴とする
請求項１〜７記載の血液成分分離装置。 - 【請求項９】 分離器（１０）が遠心分離器であること
を特徴とする請求項１〜８記載の血液成分分離装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE4126341.3 | 1991-08-09 | ||
| DE4126341A DE4126341C1 (ja) | 1991-08-09 | 1991-08-09 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05212108A true JPH05212108A (ja) | 1993-08-24 |
| JP2538824B2 JP2538824B2 (ja) | 1996-10-02 |
Family
ID=6437971
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4232716A Expired - Lifetime JP2538824B2 (ja) | 1991-08-09 | 1992-08-07 | 血液成分分離装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5298171A (ja) |
| EP (1) | EP0528238B1 (ja) |
| JP (1) | JP2538824B2 (ja) |
| AT (1) | ATE129904T1 (ja) |
| DE (1) | DE4126341C1 (ja) |
| ES (1) | ES2079113T3 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002291877A (ja) * | 2001-03-29 | 2002-10-08 | Terumo Corp | 血液成分採取装置 |
| JP2002291873A (ja) * | 2001-03-29 | 2002-10-08 | Terumo Corp | 血液成分採取装置 |
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